結晶性リン酸カルシウムコーティングを伴うポリマーインプラントを提供する方法
本発明は、高エネルギーレーザー光線照射により、非晶質リン酸カルシウム（ＣａＰ）を結晶化させる方法に関する。この方法は、ポリマー基体、特にインプラント目的物上にＣａＰコーティングを結晶化するのに特に適している。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、インプラント上のセラミックコーティング、特に、ポリマーインプラント上の結晶性ヒドロキシアパタイトコーティングの分野に関する。
【背景技術】
【０００２】
生体材料は、疾患、損耗又は損傷を受けた身体の部分を置き換えるために使用されている。毎年、数百万の手術が、骨の修復を含めて、行われている。高くなる平均寿命及び健康によって、使用されるインプラントの数は、更に増加する。骨を再生するために頻繁に使用される材料の１つは、リン酸カルシウム（又は、本明細書においてはＣａＰと略称される）セラミックである。最も頻繁に使用されるＣａＰセラミックは、ヒドロキシアパタイト（ＨＡ、Ｃａ５（ＰＯ４）３ＯＨ）である。骨の無機成分に類似のこの材料の化学組成の結果として、それは、インプラントの周りの骨の形成進行を高める。従って、ＣａＰセラミックは、「生体活性体」と呼ばれる。嵩高なＣａＰセラミックの脆弱性を回避するために、材料は、多くの場合、コーティングとして適用される。
【０００３】
通常、ＣａＰコーティングは、金属基体上に堆積される。然しながら、ポリマー基体は、ポリマーの機械的性質が容易に変えられるので、更に適切な選択的対象であってもよい。ポリマー基体は、インプラントから、取り囲んでいる骨への力を有効に移動し、所謂「応力遮蔽」により骨吸収を回避する（L.L. Hench. Bioceramics. J. Am. Ceram. Soc., 81:1705-1728, 1998）。一方、インプラントの製造のために使用される殆どのポリマー材料は、生体不活性、即ち、骨の治癒を誘発しない。従って、良好な骨反応のために、ＣａＰコーティングで被覆されたポリマー材料は、医学用途、例えば、固定プレート又はスクリューにとって興味ある系であってもよい。その様な装置のポリマー部品上におけるＣａＰコーティングの使用は、生物反応を改善する可能性がある。例えば、固定プレート又はスクリュー用に、分解性ポリマー、例えば、ポリ−Ｌ−乳酸（ＰＬＬＡ）を使用することにより、スクリュー又はプレート除去のための二次手術を防ぐことができる。整形外科手術に加えて、ＣａＰ被覆ポリマーインプラントのためのその他の用途は、顎顔面手術において見出されてもよい。
【０００４】
ＣａＰ被覆ポリマー材料を医学用途に使用するためには、幾つかの要件に合致する必要がある。その第一は、ＣａＰコーティングのポリマー基体への良好な接着が必要とされる。例えば、米国食品医薬品局（ＦＤＡ）は、５０．８ＭＰａの最少引張りコーティング強度を要求する（American Food and Drug Administration. Calcium phosphate (Ca-P) coating draft guidance for preparation of fda submissions for orthopedic and dental endosseous implants. Technical report, American Food and Drug Administration, 1997. Available on: www.fda.gov/cdrh/ode/33.html.）。良好な接着に加えて、又、コーティング組成物は、Ｃａ／Ｐ比として約１．６７（ＨＡの比）が要求されるので、調節されなければならない。最後に、或る程度のコーティング結晶化度は、ｉｎ ｖｉｖｏ条件下でのコーティングの急速な溶解を防ぐのに役立つ（J.G.C. Wolke, K. de Groot, and J.A. Jansen. In vivo dissolution behavior of various rf magnetron sputtered ca-p coatings. J. Biomed. Mater. Res., 39:524-530, 1997）。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
従って、本発明の目的は、結晶性ＣａＰコーティングを伴うポリマー基体を提供することである。
【０００６】
通常、堆積したＣａＰコーティング、又は高周波（ＲＦ）マグネトロンスパッタ堆積したＣａＰコーティングは、非晶質（amorphous）である。既に述べた如く、非晶質ＲＦマグネトロンスパッタ堆積コーティングは、ｉｎ ｖｉｔｒｏ、加えてｉｎ ｖｉｖｏ条件下の両方で、溶解する（J.G.C. Wolke, K. de Groot, and J.A. Jansen. In vivo dissolution behavior of various rf magnetron sputtered ca-p coatings. J. Biomed. Mater. Res., 39:524-530, 1997、J.G.C. Wolke, K. de Groot, and J.A. Jansen. Dissolution and adhesion behaviour of radio-frequency magnetron-sputtered Ca-P coatings. J. Mater. Sci., 33:3371-3376, 1998）。（部分的に）結晶性であるコーティングは、この溶解を示さない。基本的には、結晶性コーティングは、ＲＦマグネトロンスパッタを堆積した非晶質コーティングを、少なくとも５００℃の温度でアニーリングすることにより得ることができる（T.S. Chen andW.R. Lacefield. Crystallization of ion beam deposited calcium phosphate coatings. J. Mater. Res., 9:1284-1290, 1994、K. van Dijk, H.G. Schaeken, J.G.C.Wolke, and J.A. Jansen. Influence of annealing temperature on rf magnetron sputtered calcium phosphate coatings. Biomaterials, 17:405-410, 1996、M. Yoshinari, T. Hayakawa, J.G.C. Wolke, K. Nemoto, and J.A. Jansen. Influence of rapid heating with infrared radiation on RF magnetron-sputtered calcium phosphate coatings. J. Biomed. Mater. Res., 37:60-67, 1997）。又、その他の方法を使用して堆積されるＣａＰコーティングには、その様な高温（４００〜６００℃）が必要とされる（J. Chen, J.G.C. Wolke, and K. de Groot. Microstructure and crystallinity in hydroxyapatite coatings. Biomaterials, 15:396-399, 1994、K.A. Gross, V. Gross, and C.C. Berndt. Thermal analysis of amorphous phases in hydroxyapatite coatings. J. Am. Ceram. Soc., 81:106-112, 1998、P. Layrolle, A. Ito, and T. Tateishi. Sol-gel synthesis of amorphous calcium phosphate and sintering into microporous hydroxyapatite bioceramics. J. Am. Ceram. Soc., 81:1421-1428, 1998., C.F. Feng, K.A. Khor, S.W.K. Kweh, and P. Cheang. Thermally induced crystallization of amorphous calcium phosphate in plasma-spheroidised hydroxyapatite powders. Mater. Lett., 46:229-233, 2000., C.M. Lopatin, V.B. Pizziconi, and T.L. Alford. Crystallization kinetics of sol-gel derived hydroxyapatite thin films. J. Mater. Sci.-Mater. Med., 12:767-773, 2001., S. Raynaud, E. Champion, D. Bernache-Assollant, and P. Thomas. Calcium phosphate apatites with variable Ca/P atomic ratio I. synthesis, characterisation and thermal stability of powders. Biomaterials, 23:1065-1072, 2002）。
【０００７】
上述の通り、一般に、４００〜６００℃は、コーティングを非晶質から結晶性のコーティングへ変換するために必要である。残念ながら、これらの温度は、ポリマーにとっては高過ぎる。にもかかわらず、Hontsuら（S. Hontsu, M. Nakamori, H. Tabata, J. Ishii, and T. Kawai. Pulsed laser deposition of bioceramic hydroxyapatite thin films on polymer materials. Jpn. J. Appl. Phys. Part 2, 35:L1208 - L1210, 1996, S. Hontsu, M. Nakamori, N. Kato, H. Tabata, J. Ishii, T. Matsumoto, and T. Kawai. Formation of hydroxyapatite thin films on surface-modified polytetrafluoroethylene substrates. Jpn. J. Appl. Phys. Part 2, 37:L1169-L1171, 1998）は、基体の溶融温度の僅か下で、長いアニーリング（１０時間）を行うことにより、ポリマー基体（ＰＴＦＥ（ポリテトラフルオロエチレン）、ＰＩ（ポリイミド）、ＰＤＭＳ（ポリジメチルシロキサン）及びＰＥＴ（ポリエチレンテレフタレート））上でのＣａＰコーティングの結晶化を研究している。ＰＴＦＥ及びＰＩでは、部分的に結晶性のコーティングは、それぞれに、３２０℃及び３６０℃でアニーリングすることにより得られた。然しながら、ＰＤＭＳ及びＰＥＴでは、ＣａＰコーティングは、それぞれに、２４０℃及び２６０℃でのアニール後で非晶質のままであった。アニーリング方法が、ポリマー基体の場合においては極めて不利であることは明らかである。熱膨張における大きな相違（これは、層間剥離を容易に引き起す（S. Hontsu, M. Nakamori, H. Tabata, J. Ishii, and T. Kawai. Pulsed laser deposition of bioceramic hydroxyapatite thin films on polymer materials. Jpn. J. Appl. Phys. Part 2, 35:L1208 - L1210, 1996））に加えて、最大の問題は、高温耐性ポリマーだけが使用できる点である。
【０００８】
Ｋａｔｔｏらは、Surface and Coating Technology, vol. 169-170(2003), p712-715において、金属（Ｔｉ）基体上にヒドロキシアパタイトを堆積するための方法を記載している。補助レーザービームは、ＫｒＦレーザー堆積ビームから分離され、コーティングが堆積される間に、同時に金属（Ｔｉ）基体を照射するために使用される。これは、ヒドロキシアパタイトコーティングの結晶化度をもたらす補助レーザーによるアニーリング方法に起因する、ＣａＰコーティングの改善された接着をもたらした。又、第二ＡｒＦエキシマーレーザーは、Ｔｉ基体の照射のための補助レーザーとして使用された。それは、結晶化度が、堆積パラメーターを変更することにより調節できることを示唆するものであるのに対して、結晶性ＣａＰコーティングが実際に得られたとする証明は、この発表では全く存在していない。更に、Ｋａｔｔｏらは、堆積及び補助レーザーは、常に、同時に、場合により、ナノ秒程度の時間的遅れを伴って、操作すること、従って、基体は、常に、補助レーザーにより加熱されることを教示している。
【０００９】
国際公開第９４／２２５１３号は、ＣａＰコーティングを伴って提供されるカテーテルを記載している。このコーティングは、短いパルスレーザー堆積を使用して適用される。温度感応性基体に対しては、非晶質ヒドロキシアパタイト（ＣａＰ）コーティングが、任意の適当な短いパルスレーザーを使用して、レーザーアニーリングにより結晶化することができると述べている。実際に、国際公開第９４／２２５１３号において示されるものは、好ましくは、２０００のパルス周波数で、１００〜２００ｍＪ／ｃｍ２のパルスエネルギーを伴う、珪素（Ｓｉ）、即ち、半導体用の温度無感応性基本材料上でのヒドロキシアパタイトのレーザーアニールである。述べられている、レーザーの波長及び高パルス周波数の使用では、Ｓｉ基体は、国際公開第９４／２２５１３号において記載されている方法が、ポリマー基体には使用できないことを意味する程に加熱される。更に、金属基体上の結晶性コーティングだけが、５００℃の堆積温度で開示されているだけである。
【００１０】
Ａｎｔｏｎｏｖらは、Life Sciences vol. 9(3)(2000), pp 127-142において、２１３ｎｍでのパルスレーザー照射による、Ｔｉ及びテフロン基体上でのＣａＰコーティングの改善に関わっている。１μｍの比較的に厚いコーティングにおいて、エネルギーの４０％がＣａＰコーティングにより吸収されるだけである点が注目される。更に、著者は、レーザー放射線の３０％が、Ｔｉ基体から反射されると述べているが、これは、エネルギーの殆どが、１μｍのＣａＰコーティングにおいて吸収され、残りのエネルギーが基体を加熱することを意味している。この故に、テフロン基体にとっては、レーザーアニーリング方法は、この方法において、ＣａＰコーティングが、テフロン基体から容易に剥離されるので、金属基体と同様の有効性は持たないと結論付けられる。次いで、Ａｎｔｏｎｏｖらは、テフロン基体からの剥離の問題は、レーザーフルエンスの微細調整により解決されるべきものであると教示している。
【００１１】
半導体技術の遠隔分野においては、レーザー誘発結晶化は、温度感応性材料上での非晶質の薄いフィルムの結晶化に適用可能であることが証明されている。例えば、Ｓｍｉｔｈらは（P.M. Smith, P.G. Carey, and T.W. Sigmon. Excimer laser crystallization and doping of silicon thin films on plastic substrates. Appl. Phys. Lett., 70:342-344, 1997）、プラスチック（ＰＥＴ）上での珪素（Ｓｉ）の結晶化を記載している（P.M. Smith, P.G. Carey, and T.W. Sigmon. Excimer laser crystallization and doping of silicon thin films on plastic substrates. Appl. Phys. Lett., 70:342-344, 1997, L. Mariucci, A. Pecora, R. Carluccio, and G. Fortunato. Advances excimer laser crystallization techniques. Thin Solid Films, 383:39-44, 2001）。照射は、４５０ｍＪ／ｃｍ２までのフルエンスで生起し、基体材料において２５０℃の最大温度をもたらした。Ｓｉは、ＣａＰセラミックとは相溶性ではない点に注目すべきである。一般に、セラミック材料は、複数成分から構成される。又、光学的情報が、ＣａＰセラミックについて入手できない。セラミックス材料の複雑性は、インジウム錫酸化物（H. Hosono, M. Kurita, and H. Kawazoe. Excimer laser crystallization of amorphous indium-tin oxide thin films and application to fabrication of bragg gratings. Thin Solid Films, 351:137-140, 1999）、並びにＴｉＯ２、Ｎｂ２Ｏ５、Ｔａ２Ｏ５、及びＳｒＴｉＯ３（N. Asakuma, T. Fukui, M. Aizawa, M. Toki, H. Imai, and H. Hirashima. Ultravioletlaser-induced crystallization of sol-gel derived inorganic oxide films. J. Sol-Gel Sci. Technol., 19:333-336, 2000）が、≧４０ｍＪ／ｃｍ２の、ＫｒＦ（２４８ｎｍ）又はＡｒＦ（１９３ｎｍ）エキシマーレーザーパルスを使用して金属基体上で結晶化された研究において確認されている。これらの材料は、光学的コーティング、磁気／分極性コーティング及び工具のためのハードコーティングに関係するものである。又、これらの例は、インプラント及び生体適合性を伴うインプラントのコーティングの分野とは遥かにかけ離れている。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
ＣａＰセラミック材料は、短波長のＵＶ光線を吸収する能力を有し、更に、短い、エネルギー性ＵＶ−レーザー光線パルスを使用することにより、非晶質ＣａＰコーティングが結晶化することが分かった。都合よいことに、結晶化方法は、その上に非晶質ＣａＰがかなりの範囲まで被覆されるポリマー基体を損傷することなく生起する。理論に縛られることなく、長すぎる波長は、セラミックコーティングを貫通し、温度感応性ポリマー基体上で、付随する有害な影響を伴うコーティングに代わってその下の基体材料をその後に加熱するものと考える。ＣａＰコーティングは、２００ｎｍにおいて光学的吸収限界を示し、従って、照射のために使用されるレーザー光線の波長は、２００ｎｍ未満であるべきである。
【００１３】
非晶質リン酸カルシウム（ＣａＰ）コーティングをその上に堆積させている、移植用のポリマー基体が、＜２００ｎｍのレーザー光線で且つ１０〜１０００ｍＪ／ｃｍ２のエネルギーで照射されると、非晶質ＣａＰコーティングは結晶化することが分かった。
【００１４】
従って、本発明は、結晶性リン酸カルシウム（ＣａＰ）コーティングを伴うポリマーインプラント目的物を提供するための方法に関し、該方法は、非晶質（ＣａＰ）コーティングをその上に堆積させたポリマー基体を、＜２００ｎｍで且つ１０〜１０００ｍＪ／ｃｍ２のレーザー光線で照射する工程を含む。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１５】
本発明は、ＣａＰコーティングの堆積のために任意の方法を使用する可能性を与える、堆積方法から結晶化方法の完全な分離を可能する点において有利である。さらに、コーティングの堆積方法中にレーザー結晶化を行うことも可能である。従って、実施形態においては、本発明は、＜２００ｎｍで且つ１０〜１０００ｍＪ／ｃｍ２のレーザー光線での照射が、ＣａＰコーティングのポリマー基体上への堆積中に行われる本発明による方法に関する。適当なレーザー光線を透過する覗き窓は、堆積システムにおいて存在すべきである。
【００１６】
本発明におけるインプラント目的物は、ポリマー基体、即ち、ポリマー（プラスチック）で作られた基体である。「ポリマー基体」と言う用語は、任意のプラスチック材料又はインプラントとして役立つのに適当なプラスチック材料を含めた材料の組合せで作られた基体を意味する。ポリマー材料又は生体材料は、好ましくは、それらが挿入される生来の組織にできるだけ似ている。更に、ポリマー生体材料は、滅菌ができ且つ組織と相溶性がなければならない。それらの適用により、それらは、分解できる。ポリマー基体において部分的に又は全体的に含まれる適当な材料は、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリ（エチレンテレフタレート）（ＰＥＴ）、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ポリスチレン（ＰＳ）、ポリ−Ｌ−乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）、ポリイミド（ＰＩ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリプロピレンフマレート（ＰＰＦ）及びポリブチルテレフタレート（ＰＢＴ）を含む群から選ばれる少なくとも１つのポリマーを含む。
【００１７】
にもかかわらず、本発明は、金属インプラント目的物又は、例えば、金属及び温度感応性材料、例えば、上述のポリマー材料等の組合せの目的物上の結晶性非晶質ＣａＰコーティングに同等に良く適する方法を提供する。
【００１８】
ＣａＰコーティングを堆積させるためには様々な方法が存在する。本発明方法においては、ＣａＰコーティングを基体上に堆積させるための任意の方法が使用できる。従って、本発明方法においては、ＣａＰコーティングは、ＣａＰコーティングを堆積させるのに適した任意の方法を使用して堆積され、堆積させたＣａＰコーティングは非晶質である。最も頻繁に使用される幾つかの方法は：
【００１９】
プラズマ溶射
プラズマ溶射は、ＣａＰコーティングの適用のために最も頻繁に使用される方法である（K.A. Gross, V. Gross, and C.C. Berndt. Thermal analysis of amorphous phases in hydroxyapatite coatings. J. Am. Ceram. Soc., 81:106-112, 1998, P. Layrolle, A. Ito, and T. Tateishi. Sol-gel synthesis of amorphous calcium phosphate and sintering into microporous hydroxyapatite bioceramics. J. Am. Ceram. Soc., 81:1421-1428, 1998, J.G.C. Wolke, J.M.A. de Blieck-Hogervorst, W.J.A. Dhert, C.P.A.T. Klein, and K. de Groot. Studies on the thermal spraying of apatite bioceramics. J. Therm. Spray Technol., 1:75-82, 1992）。それは、電弧を介してＣａＰ粒子をキャリヤーガス中に供給することを基本としている。ガスはプラズマに成り、プラズマは、高速まで加速される。キャリヤーガスにおいて運ばれる粒子は、基体上に堆積される。この方法においては、基体は、高温まで上昇して、基体を適切さに欠けたものとする。
【００２０】
バイオミメティック堆積
バイオミメティックコーティングは、擬似生理液体から形成される。ＣａＰセラミックは、過飽和溶液から基体上に堆積される（M. Tanahasi, T. Yao, T. Kokubo, M. Minoda, T. Miyamoto, T. Nakamura, and T. Yamamuro. Apatite coating on organic polymers by a a biomimetic process. J. Am. Ceram. Soc., 77:2805-2808, 1994, P. Habibovic, F. Barr`ere, C.A. van Blitterswijk, K. de Groot, and P. Layrolle. Biomimetic hydroxyapatite coating on metal implants. J. Am. Ceram. Soc., 85:517-522, 2002）。この方法の利点は、その簡略性及び周囲温度で複雑な幾何学形状を被覆することの可能性である。これは、ポリマー基体をコーティングするのに適した方法とするものである。この方法の欠点は、ＣａＰコーティングの接着、特に、不活性ポリマー基体上での接着に乏しいことがある点である（M. Tanahasi, T. Yao, T. Kokubo, M. Minoda, T. Miyamoto, T. Nakamura, and T. Yamamuro. Apatite coating on organic polymers by a a biomimetic process. J. Am. Ceram. Soc., 77:2805-2808, 1994）。
【００２１】
レーザー堆積
レーザー堆積は、強力なＵＶエキシマーレーザーパルスが、ターゲットからＣａＰセラミックを蒸発させるために使用される方法である（C.M. Cotell, D.B. Chrisey, K.S. Grabowski, J.A. Sprague, and C.R. Gossett. Pulsed laser deposition of hydroxylapatite thin films on Ti-6Al-4V. J. Appl. Biomater., 3:87-93, 1992, R.K. Singh, F. Qian, V. Nagabushnam, R. Damodaran, and B.M. Moudgil. Excimer laser deposition of hydroxyapatite thin films. Biomaterials, 15:522-528, 1994）。この方法の最大の利点は、ターゲットの化学組成が、堆積過程においてコーティングに移動される点である（R.K. Singh, F. Qian, V. Nagabushnam, R. Damodaran, and B.M. Moudgil. Excimer laser deposition of hydroxyapatite thin films. Biomaterials, 15:522-528, 1994）。堆積工程中の低い基体温度の結果として、この方法は、又、ポリマー基体上のＣａＰコーティングの堆積に適している（S. Hontsu, M. Nakamori, H. Tabata, J. Ishii, and T. Kawai. Pulsed laser deposition of bioceramic hydroxyapatite thin films on polymer materials. Jpn. J. Appl. Phys. Part 2, 35:L1208 - L1210, 1996）。
【００２２】
イオンビーム堆積
イオンビーム堆積においては、ＣａＰターゲットは、イオンガンからのビーム（エネルギー、ｋｅＶ）による衝突を受ける。粒子は、ターゲットから追い出され（「スパッタされ」）、基体上に堆積される（T.S. Chen andW.R. Lacefield. Crystallization of ion beam deposited calcium phosphate coatings. J. Mater. Res., 9:1284-1290, 1994, X. Li, J. Weng, W. Tong, C. Zuo, X. Zhang, P. Wang, and Z. Liu. Characterization of hydroxyapatite film with mixed interface by Ar+ ion beam enhanced deposition. Biomaterials, 18:1487-1493, 1997, F.Z. Cui, Z.S. Luo, and Q.L. Feng. Highly adhesive hydroxyapatite coatings on titanium alloy formed by ion beam assisted deposition. J. Mater. Sci.-Mater. Med., 8:403-405, 1997）。それは、非晶質コーティングを生成し、これは金属基体に全く良く接着する（１０〜６０ＭＰａ）。然しながら、コーティングの化学組成は、スパッタリングターゲットのそれからは外れていることがある。
【００２３】
ＲＦマグネトロンスパッタ堆積
ＲＦマグネトロンスパッタ堆積は、本明細書において記載された実験のために使用された方法である。この方法は、イオンビーム堆積と幾つかの類似点を有している。この方法においては、ＣａＰセラミックターゲットは、スパッタリング及び、それに続くターゲット成分の堆積を引き起すエネルギー的粒子で照射される。スパッタリングを引き起すエネルギー的投射は、プラズマにおいて創り出される。イオンビーム堆積方法と比較すると、この方法は、多数の工程が同時に生起するので一層複雑である。堆積方法が作業する方法は、以下で更に詳細に説明される。それは、ガス組成（K. van Dijk, J. Verhoeven, C.H.M. Mar´ee, F.H.P.M. Habraken, and J.A. Jansen. Study of the influence of oxygen on the composition of thin films obtained by r.f. sputtering from a Ca5(PO4)3OH target. Thin Solid Films, 304:191-195, 1997）、ガス圧（K. van Dijk, H.G. Schaeken, C.H.M. Mar´ee, J. Verhoeven, J.G.C. Wolke, F.H.P.M. Habraken, and J.A. Jansen. Influence of Ar pressure on r.f. magnetron-sputtered Ca5(PO4)3OH layers. Surf. Coat. Technol., 76-77:206-210, 1995）、及び排出力（K. van Dijk, H.G. Schaeken, J.G.C. Wolke, C.H.M. Mar´ee, F.H.P.M. Habraken, J. Verhoeven, and J.A. Jansen. Influence of discharge power level on the properties of hydroxyapatite films deposited on Ti6Al4V with RF magnetron sputtering. J. Biomed. Mater. Res., 29:269-276, 1995）によって、多くの様々な組成を得ることができることを示している。更に、優れた接着が、金属基体上のＣａＰコーティングに対して見出された（K. van Dijk, V. Gupta, A.K. Yu, and J.A. Jansen. Measurement and control of interface strength of RF magnetron-sputtered Ca-PO coatings on Ti-6Al-4V substrates using a laser spallation technique. J. Biomed. Mater. Res., 41:624-632, 1998）。この方法の利点は、堆積力が低く保たれると、基体上での熱負荷が低く抑えられる点である。更に、数ミクロンメートルまでの均質なコーティングを、簡単な操作において生成することができ、コーティング組成及び成長速度に関する再現性が良好である。その他の利点は、スパッタ堆積方法は、既に商業生産において使用されている点である。
【００２４】
本発明の実施形態においては、ＣａＰコーティングに適した方法は、プラズマ溶射、バイオミメティック堆積、レーザー堆積、イオンビーム堆積及びＲＦマグネトロンスパッタ堆積又はその組合せから選択される。
【００２５】
本発明方法の好ましい実施形態においては、ＣａＰコーティングは、ＲＦマグネトロンスパッタ方法を使用して堆積される。
【００２６】
実施例においては、ＣａＰセラミックに対して異なる接着挙動を示す多数のポリマー基体が記載される。この異なる挙動は、界面構造及び堆積工程中に起る現象からとてもよく理解することができる。従って、全てのポリマーは、それ自身の吟味を必要とし、それによって、コーティング剥離は、異なる原因（界面又はポリマーそれ自身内の）を有することがあることに留意する。堆積パラメーターを変えること及びプラスチック基体上のＣａＰセラミックの満足できる接着に到達することは、十分に、当業者の能力範囲内である。幾つかのポリマー（ＰＥ、ＰＳ、及びＰＴＦＥ）は、研究の積りで使用されたので、最少量の添加剤を含んでいた。プラスチックは、ポリマー及び添加剤から成る。これらの添加剤は、又、コーティングの接着に影響を及ぼすことがある点が理解されるべきである。又、ポリマーを、任意の種類の前処理に掛けることが有利であることもある。前処理方法は、当該技術分野において知られており、表面洗浄、研磨、ポリマー表面の架橋、例えば、化学的処理による化学的構造の変更、ＵＶ線処理、コロナ処理、プラズマ処理及びイオンビーム処理並びに、又は、例えば、Ｔｉ又はＣｒの反応性材料の中間層が適用されてもよい。
【００２７】
極めて良好な接着は、それらの問題のある接着挙動が知られているポリマー（ＰＥ）でも得ることができる。可能性は、２つの異なる堆積方法の組合せであってもよい。例えば、ＲＦマグネトロンスパッタ堆積は、強力な界面構造を成長させるために使用されてもよく、その後、バイオミメティック方法を使用して、溶液において成長が続けられる。これは、幾つかのポリマー上で、バイオミメティックス的に成長したＣａＰに対して報告された接着問題を解決する可能性がある（M. Tanahasi, T. Yao, T. Kokubo, M. Minoda, T. Miyamoto, T. Nakamura, and T. Yamamuro. Apatite coating on organic polymers by a a biomimetic process. J. Am. Ceram. Soc., 77:2805-2808, 1994）。
【００２８】
本発明方法は、最適な堆積システム設計及びプロセスパラメーター並びに、例えば、最適基体冷却により改善することができる。本発明のこの方法は、新しいインプラントのために使用することのできる、ポリマー基体を含む異なる基体上に、均質で、密度の高い、結晶性の、十分に接着するＣａＰコーティングをもたらすことができる。
【００２９】
非晶質ＣａＰコーティングの結晶化を達成するためには、照射されるレーザー光線が、ＣａＰセラミック材料において吸収されることが必要である。これは、全てのレーザーが、この目的に適するものではないことを意味する。図３は、ＣａＰ被覆サファイアの光学的透過スペクトルを示す。ＣａＰ組成の変動、例えば、Ｃａ対Ｐ比における変動による、又は、添加剤、例えば、チタン等の添加による変動、ＣａＰセラミック材料の吸収、が影響を受けることがある点が注目される。にもかかわらず、一般に、照射されるレーザー光線の波長は、２００ｎｍ未満であるべきである。適当に、Ｆ２（１５７ｎｍ）及びＡｒＦ（１９３ｎｍ）を含む群から選択されるレーザーが使用される。好ましくは、Ｆ２レーザーが使用される。
【００３０】
レーザー光線の照射期間は、レーザーパルスのエネルギーに依存し、レーザーパルスのエネルギーは、ＣａＰコーティングの厚さによって選択される。レーザーパルスにとって適切なエネルギー及びＣａＰコーティングの所望の厚さが与えられる、このエネルギーでの照射の適切な期間をもたらすためのこれらのパラメーターの変動は、十分に、当業者の能力範囲内である。
【００３１】
好ましくは、本発明方法は、薄いコーティング、即ち、１０μｍ未満のコーティングを結晶化させるために使用される。適切に結晶化できるコーティングは、数ｎｍ程度に薄く、例えば、１０ｎｍ、好ましくは、５０ｎｍ以上であってもよい。一実施形態においては、コーティングの厚さは、５０ｎｍ〜５μｍの範囲である。その他の実施形態においては、コーティングの厚さは、１００ｎｍ〜４μｍの範囲である。都合よいことに、非常に薄いコーティングは、例えば、１μｍ未満及び０．５μｍ未満でもコーティングとして結晶化することができる。更なる実施形態においては、コーティングの厚さは、１０ｎｍ〜１μｍ未満若しくは１０ｎｍ〜５００ｎｍ未満、又は１００ｎｍ〜１μｍ未満若しくは１００ｎｍ〜５００ｎｍ未満若しくは５０ｎｍ〜４００ｎｍの範囲である。
【００３２】
一般に、１０ｍＪ／ｃｍ２未満のエネルギーでの照射は、十分な結晶化をもたらさず、一方、一般に、１０００ｍＪ／ｃｍ２を超える照射は、許容しがたい剥離をもたらす。一実施消形態においては、レーザーパルスのエネルギーは、１０〜５００ｍＪ／ｃｍ２の範囲である。一実施消形態においては、レーザーパルスのエネルギーは、１０〜２５０ｍＪ／ｃｍ２の範囲である。
【００３３】
レーザーパルスの期間は、１〜５０ｎｓの範囲であってもよい。又、基体の或る領域を繰り返し照射することも可能である。本発明方法の更なる最適化は、例えば、パルス、パルス周波数及びパルスの数で照射される領域又はスポットザイズの変動により理解されてもよい。
【００３４】
ＣａＰコーティングを結晶化させるためのレーザーの使用の更なる利点は、照射が調節できる正確さである。特に、照射対象に対するレーザーの位置は、調節することができ、別々の経路に沿って、照射対象を横切ってレーザーを移動させることを可能にし、それによって、照射対象上に結晶化の或るパターンを創り出す。これは、それらがインプラントされる身体的材料又は組織の構造と最適相互作用を有するインプラント目的物上にコーティングを創り出すのに有利であってもよい。特に、細胞挙動に適応するパターンは、有利であり、その様なパターンは、当業者に知られている。適当なパターンの例は、溝付又は正方形パターンである。
【００３５】
従って、本発明方法の更なる実施形態においては、パターンは、結晶性ＣａＰコーティングにおいて作られる。
【００３６】
更なる態様においては、本発明は、本発明による方法により得ることのできるポリマーインプラント目的物に関する。本発明によるインプラント目的物の例は、固定プレート、固定スクリュー、スクリュー、髄様爪、寛骨臼カップ、組織再生誘導膜である。一実施形態においては、本発明は、ポリマーインプラント目的物に関し、該目的物は、結晶性ＣａＰコーティングを有し、該結晶性ＣａＰコーティングは、少なくとも１０ｎｍで、１０００ｎｍ未満の厚さを有する。その他の実施形態においては、コーティングは、少なくとも５０ｎｍ若しくは少なくとも１００ｎｍ又は少なくとも２００ｎｍの厚さで、９００ｎｍ又は８００ｎｍ未満であることが好ましい。一実施形態における非常に薄いコーティングに対しては、コーティングは、５００ｎｍ未満の厚さである。都合よいことに、結晶性コーティングは、可撓性ポリマーインプラント上へ適用することができる；コーティングの結晶化度により、ＣａＰコーティングに傷を付けずに、可撓性インプラントを曲げたり又は折畳んだりすることが可能である。従って、一実施形態においては、ポリマーインプラント目的物は、可撓性ポリマー材料を含み、又は可撓性ポリマー材料で作られる。
【実施例】
【００３７】
実験方法
ＲＦマグネトロンスパッタ堆積
スパッタ堆積は、高エネルギー粒子による、ターゲットからの種の追い出しに基礎を置く。エネルギー投射は、イオンガン又はプラズマを使用して発生させることができる。追い出された種は、基体上に達し、コーティングを形成する。
【００３８】
ＲＦスパッタ堆積においては、投射は、ＲＦプラズマにより発生する。ＤＣ電界に代わるＲＦは、多くの場合、帯電及びアーク放電を避けるために絶縁ターゲットの場合に使用する。交代ＲＦ電界に従う電子は、真空室においてガスのイオン化を引き起す。プラズマにおいて形成する正イオン（多くの場合、アルゴンイオン）は、それらが、プラズマの縁の、電位が急激に低下する所謂プラズマシースを横断する時に、加速される。加速されたイオンは、スパッタターゲットから種の追い出しを引き起し、それらは、又、プラズマを維持するために、更なるイオン化に対して応答できる第二電子の追い出しを開始する。
【００３９】
ＲＦスパッタ堆積システムのスパッタリング速度は、スパッタリングターゲットの下にマグネトロン配置を適用することにより大いに高めることができる。磁場は、ターゲット近くの電子を捕捉する。捕捉された電子は、ガスにおいて更なるイオン化を引き起し、スパッタ速度を高める。
【００４０】
堆積システム
基体の前処理及びコーティングの堆積は、Edward High Vacuum ESM100スパッタ堆積室において行った。システムの概略図は、図１において与えられる。システムは、３２ｃｍの直径を持つステンレススチール室から成る。１×１０−５ｍｂａｒの基底圧を、拡散ポンプを使用して達成する。水冷基体ホルダーは、グラウンド又はＲＦ堆積室の一番上の部分に配置し、静置又は回転配置（毎分３０回転）で使用することができる。静的堆積では、サンプルは、ターゲットの上か、イオンガンの焦点に直接載置する。これらの位置は、図１において、×及び★で、それぞれ示される。回転堆積では、サンプルは、基体ホルダーの中心から７±１ｃｍに載置する（サンプルが、通過は×、そして★は、回転中を意味する）。２つのスパッタリングターゲットは、基体ホルダーの約８．２ｃｍ下にある。それらを、１３．５６ＭＨｚで作動する別々の電源に接続する。ターゲットは、頂部に、接地シールド及び二次汚染シールドを有する。静的堆積中は、二次汚染シールドは、イオンガンの焦点（★）における堆積速度を増加するために除去する。スパッタターゲットの下には、マグネトロン配置が存在する。
【００４１】
正常の堆積条件下では、基体ホルダーは、接地する。然しながら、ターゲット電源の１つをそれに接続することにより、出力電極として基体ホルダーを使用することも可能である。この方法においては、サンプルは、例えば、酸素衝突により前処理される。放電ガスは、圧力ゲージに結合されている圧電電気バルブを経由して堆積室中に導かれる。このシステムにおけるフィードバックループは、堆積中の一定ガス圧を確実にする。
【００４２】
カウフマンイオン源（Oxford Applied Research社製model RF25）を、堆積システムに接続する。ガンは、材料の前処理のために、又はイオンビーム補助堆積のために使用することができる。ガンの焦点は、基体ホルダーの中心から約７．５ｃｍであり、ガンを、基体ホルダーの正常位置に対して７０°の角度で載置する。
【００４３】
最後に、四極子形分圧真空計（ＭＳ）（Vacuum Generators社製model Sensorlab）を、システムに接続する。この装置は、スパッタリングガス組成の測定及びスパッタリングガスにおける汚染の検出のために使用することができる。
【００４４】
基体
使用された基体材料は、珪素単結晶（配向（１００）、Gritek Ltd.社から入手した）であった；ポリスチレン（ＰＳ）、ポリエチレン（ＰＥ）、及びポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ、テフロン）シート（厚さ１ｍｍ）は、Goodfellow Ltd.社から入手した；ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ、シリコーンゴム）は、Viba NV社から入手した（Elastosil RT601）。この材料を、プラスチックボックスにおいて重合した。円滑な空気硬化サイドを使用した。ポリ−Ｌ−乳酸（ＰＬＬＡ）の顆粒は、Purac Biochem社から入手した。顆粒を、スチール金型における材料を１７０〜１８０℃に加熱することにより、ＰＬＬＡプレート（厚さ、１ｍｍ）に変えた。
【００４５】
堆積又は前処理前に、基体を、イソプロパノールにおいて、５分間、超音波洗浄した。
【００４６】
コーティング堆積
スパッタリングターゲットとして、ハイドロアパタイト（Ｃａ５（ＰＯ４）３ＯＨ）を、小さな顆粒の形態(直径０．５〜１．０ｍｍ)又は銅ディスク上に溶射したプラズマの形態で使用した。ターゲットは、直径１０ｃｍであった。通常、１つのターゲッタだけを堆積中に使用した。サンプル上の熱負荷を更に減少させるために、電力供給を、２００Ｗの最大出力で行った。この出力より上で、基体（特にＰＳ）の軟化が始まった。２００Ｗの堆積出力での一般的な堆積速度は、１〜２ｎｍ／分であった。通常、スパッタリングガスはアルゴンであった。コーティング堆積中の圧力は、５×１０−４〜１×１０−１ｍｂａｒであった。
【００４７】
前処理
既に述べた通り、コーティング堆積前のポリマーの前処理は、接着強度を増加することがある。特に、ポリマーサンプルの前処理として、プラズマ前処理及びイオンビーム処理をうまく使用されている。
【００４８】
プラズマ前処理
プラズマ前処理は、正常に接地した基体ホルダーを、ＲＦ出力電極に変えることにより行うことができる。一般に使用されたプラズマ前処理は、２００Ｗの出力で、３０秒間、２×１０．３ｍｂａｒの酸素プラズマへのポリマー基体の暴露であった。
【００４９】
イオンビーム前処理
イオンビーム前処理は、よく定義された前処理である。ガス圧及びイオンガン出力水準の関数としてのイオン流を、ファラデーカップを使用して測定した。イオンガンにおけるプラズマの光学的発光を、プラズマの安定性及びプラズマ形式（低輝度又は高輝度形式［３１］）をチェックするために、操作中に測定した。イオンのエネルギーは、１００〜１０００ｅＶの間で変えることができた。ビーム形状は、殆どガウスであり、１．５ｃｍの半値幅（ＦＷＨＭ）を有する。この研究における実験には、アルゴンガスをイオンガンとして使用した。
【００５０】
コーティング分析
Ｘ−線回折（ＸＲＤ）
Ｘ−線回折（ＸＲＤ）は、コーティングの結晶性を決定するための方法である。Ｃｕ−Ｋα源を備えた、薄膜フィリップPW3710Ｘ−線回折計を使用した。入射角を２．５に固定し、固体状態検出器を走査させた。
【００５１】
コーティング堆積及び分析
ＰＥを基体として使用した。堆積のために、プラズマ溶射ＨＡターゲットを使用し、基体ホルダーを堆積処理中回転させた。堆積時間は３．５時間であり、出力は２００Ｗであり、Ａｒ圧は５．０×１０−３ｍｂａｒであった。得られたＣａ／Ｐ比は、〜１．６に等しく、コーティングの厚さは、ラザホード後方散乱分光法(Rutherford Backscatter Spectroscopy）(ＲＢＳ)により決定されたものとして、〜２５０ｎｍであった。ＣａＰコーティングの光学的吸収を決定するために、未被覆サファイア（Single Crystal Technology社製、オランダ国）及び〜１μｍのＣａＰコーティングで被覆されたサファイアの光学的透過率を測定した。このために、ＵＶ−ＶＩＳ装置（UVIKON 923）を、１９０〜９００ｎｍの間で使用した。
【００５２】
レーザーアニーリング
Fraunhofer Institute for Laser Technology（Ａａｃｈｅｎ、Ｇｅｒｍａｎｙ）社製のLambda Physik LPF-220フッ素レーザーを、ＰＥ上のＣａＰコーティングを照射するために使用した。サンプルを、レーザービームを介して、曲がりくねった方法において走査した(図１)。設定は、２８０×２８０μｍ２〜５００×５００μｍ２のビームサイズＳｘ×Ｓｙ（図１）を有していた。２０ｎｓのレーザーパルスを、５０Ｈｚの速度で発射した。レーザースポット間の分離（ｄｙ）は、Ｓｙ／１０に達した。トラック間の水平距離(図２におけるｄｘ)は、Ｓｘ／１０であり、サンプルの全ての照射部分において１００レーザーパルスをもたらした。パルスにおける重複は、材料を横断する均質な処理を確実にした。３×３ｍｍ２〜１０×１０ｍｍ２の面積を照射した。パルス当たりのエネルギーを、レーザー出力又は焦点を変更することにより、６〜１０００ｍＪ／ｃｍ２に変動した。照射サンプルを、ＸＲＤ、ＲＢＳ、及びＳＥＭで分析した。
【００５３】
温度計算
レーザーパルスによるコーティングにおける温度を、加熱式を解くことにより計算した：
【００５４】
この式において、Ｔは、温度であり、ｔは、時間であり、ｘは、位置であり、κは、次の様に定義される熱拡散係数である：
【００５５】
この式において、ｋは、熱伝導率であり、Ｃｐは、熱容量であり、ρは、密度である。ＰＥ及びＨＡに対する数値は、表１において与えられる。非晶質ＣａＰに対する値は利用できないので、ＨＡに対する値を代わりに使用した。
【００５６】
【表１】
計算のための境界条件は、
【００５７】
であった。ｘ＝０は、材料の表面に相当し、εは、１時間当たりのパルスのエネルギーであり、Ｔ０は、室温（２９８Ｋ）であり、ｔｌは、レーザーパルスの期間（２０ｎｓ）である。第一条件は、レーザーが表面に当てられている時は、表面を通り抜ける熱流を、及びレーザーが当てられていない時は、熱交換がないことを課する。この仮定は、レーザーエネルギーの殆どが、その後に現れるＣａＰコーティング（図３）の光学的透過性に基づいて、表面近くの領域において吸収されるので、認められる。
【００５８】
第二条件は、材料内部の深い室温を仮定する。初期条件は、Ｔ（ｘ、０）＝Ｔ０であった。加熱式は、Matlabを使用して、数値的に解いた（The Math Works Inc., Natick MA, USA）。ＨＡ及びＰＥのκにおける差は、それ程大きくはないこと（表１）、及び計算の平易のための理由で、基体は、ＰＥに代えてＨＡであるべきと仮定した。
【００５９】
結果
図３において、未被覆及びＣａＰ被覆サファイアの１９０ｎｍ〜９００ｎｍ間の光学的透過率が与えられる。１つの側面だけが磨かれているので、絶対透過率は、２〜３％に過ぎなかった。にもかかわらず、ＣａＰ被覆サファイアは、〜２００ｎｍで光学的吸収限界を示す。図においては、又、幾つかのエキシマーレーザーの波長が示される。コーティングにおけるレーザー光線の強力な吸収は、レーザー結晶化に必要とされるので、好ましくは、ＡｒＦ（１９３ｎｍ）又はＦ２（１５７ｎｍ）が適当であってもよい。
【００６０】
図４は、ＰＥ上に堆積した状態のＣａＰ（Ａ）及びＰＥ上の、フッ素レーザー処理ＣａＰ（Ｂ、Ｃ、及びＤ）のＸＲＤスペクトルを示す。スペクトルＢ、Ｃ、及びＤのサンプルは、それぞれ、６０、９６及び２００ｍＪ／ｃｍ２のレーザーパルスを受け入れた。スペクトルＡ及びＢは、顕著な反射を示さないが、Ｃ及びＤは、ＨＡに起因する反射を示す。Ｄにおけるピークは、Ｃにおけるピークよりも強力である。
【００６１】
図５は、ＰＥ上の、Ｆ２レーザー処理ＣａＰのＳＥＭ画像を示す。画像Ａ〜Ｇに対するレーザーパルス当たりのエネルギーは、それぞれ、０、６、１０、１８、４９、６９、及び２００ｍＪ／ｃｍ２であった。画像Ｈは、画像Ｆの拡大を示す。パルス当たりのエネルギーの増加と共に、島間のクラックが大きくなった。それに加えて、多孔性構造が、高パルスエネルギーに対して現れた（図５Ｈ）。更に、線量の増加と共に、島の形状が更に不規則になった。最後に、最大線量に対して、未被覆材料に比べて、高度差が現れた点が注目される。側面計を使用することにより、照射された領域が、数μｍまでの高さであることが分かった（データは示されない）。
【００６２】
図６は、未被覆材料と比べた、レーザー照射ＣａＰセラミックの残存コーティング厚さを示す。粗さを生じさせるレーザー処理により（図５）、残存コーティングの量を正確に決定することは困難であった。にもかかわらず、コ−ティング材料の相当量が、２００ｍＪ／ｃｍ２のレーザーパルス強度近辺で除去された。更に高いパルス強度でも（１０００ｍＪ／ｃｍ２）、全てのコーティングが除去され、ＰＥ基体は、淡褐色になり、熱劣化を示した。
【００６３】
図７は、６０ｍＪ／ｃｍ２（Ａ）及び２００ｍＪ／ｃｍ２（Ｂ）のレーザーパルス強度に対する、ＣａＰコーティングにおける時間依存性温度分布を示す。結果は、この実験において使用された２５０ｎｍコーティングに対して示される。レーザーが切り替えられる時間（２０ｎｓ）まで、温度における強力な増加が観察される。その後、高温は、コーティングを横切り、界面に入って減少する。
【００６４】
検討
ＰＥ上のＣａＰのレーザー誘発結晶化は、成功であった（図４）。ＨＡは、少なくとも９６ｍＪ／ｃｍ２のパルス出力を使用した時に、ＰＥ上で観察された。高パルスエネルギー（２００ｍＪ／ｃｍ２）は、強力な結晶化を与えた。コーティングが（部分的に）結晶化する理由は、コーティングが、結晶化温度（４００〜６００℃、図７において点線領域により示される）より上にあった時間との組合せにおいて、ＣａＰコーティングが照射中に到達した温度の結果である。多分、ＣａＰコーティングが、結晶化温度又はそれより上にあった時間は、６０ｍＪ／ｃｍ２パルスの場合においては、結晶化を達成するのに短すぎたが（６Ａ）、温度及び期間は、９６ｍＪ／ｃｍ２及び２００ｍＪ／ｃｍ２での結晶化にとっては十分であった。然しながら、２００ｍＪ／ｃｍ２では、ＣａＰコーティングの一部が失われた（図６）。多分、照射中に表面近くの領域に存在する極端に高い温度のために、コーティングから蒸発したのである。事実、２００ｍＪ／ｃｍ２でのレーザー照射中、材料の追い出しを示す、基体上の光放出が観察された。１０００ｍＪ／ｃｍ２のパルス強度では、蒸発した材料からの光放出は更に増加し、ＣａＰコーティングは、殆ど、基体上に残らなかった（図６）。
【００６５】
ＳＥＭ実験は、レーザー強度の増加と共に、クラックは広がり、島は、更に不規則な形状になり、空隙が材料において現れたことを示した（図５）。高レーザー強度では、照射領域は、非照射領域に比べて、数μｍ上昇した。多分、これは、ＰＥの溶融及び島への連続的退縮に原因する。面白いことに、同様のレーザー線量（示されない）で照射された未被覆ＰＥは、クラック、空隙を全く示さず、上昇表面も示さなかった。これは、ＣａＰコーティングが、照射される材料の形態学の形成において、活発な役割を演じることを意味する。然しながら、この形態学の形成の原因となるメカニズムは、明確ではない。
【００６６】
ＰＥは、明らかに低融点（１４１℃）のポリマーであるので、この研究は、更に広範囲のポリマーが、正常なアニーリング処理に比べて、結晶性ＣａＰコーティングによりカバーできることを示す。レーザー結晶化方法の最適化のために、多数のパラメーターを変えることができる（パルスエネルギー、パルス周波数、パルスの数、スポットサイズ）。この方法の大きな利点は、せいぜい数秒で、広い面積を結晶化することが基本的に可能である点であり、更なる利点は、パターン化された結晶性領域を生成することに対する可能性である。
【００６７】
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31 Oxford Applied Research. Manual of the kaufmann ion source RF25. Crowley Mill, Witney, Oxon OX9 5TJ, United Kingdom.
【図面の簡単な説明】
【００６８】
【図１】堆積室の概略図である。左側の図は正面図であり、右側の図は平面図である。バツ印（×）及び星印（★）は、静的堆積が行われる時の基体の位置を示す。
【図２】レーザー照射実験のために使用された曲がりくねったトラックを示す図である。点々は、一連のレーザースポットの中心を示し、一方、点線の四角（Ｓｘ×Ｓｙ）は、スポットサイズを示す。
【図３】ＣａＰ被覆及び未被覆サファイアの光学的透過率を示す図である。異なるエキシマーレーザーの波長も示される。
【図４】ＰＥ上に堆積した状態のＣａＰ（Ａ）及びＰＥ上の、Ｆ２−レーザー処理されたＣａＰ（Ｂ、Ｃ及びＤ）のＸＲＤスペクトルを示す図である。レーザーパルス当たりのエネルギーは、Ｂ、Ｃ、及びＤに対して、それぞれ、６０、９６、及び２００ｍＪ／ｃｍ２であった。幾つかのＨＡ反射の位置も示される。
【図５】ＰＥ上の、Ｆ２−レーザー照射されたＣａＰのＳＥＭ画像を示す図である。レーザーパルス当たりのエネルギーは、Ａ〜Ｇに対しては、それぞれ、０、６、１０、１８、４９、６９、及び２００ｍＪ／ｃｍ２であった。Ｈは、Ｆの拡大である。
【図６】異なる強度でのレーザー照射後の残存コーティング（％における）を示す図である。
【図７】６０ｍＪ／ｃｍ２（Ａ）及び２００ｍＪ／ｃｍ２（Ｂ）のレーザーパルス後のＣａＰコーティングにおける計算された温度分布を示す図である。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、インプラント上のセラミックコーティング、特に、ポリマーインプラント上の結晶性ヒドロキシアパタイトコーティングの分野に関する。
【背景技術】
【０００２】
生体材料は、疾患、損耗又は損傷を受けた身体の部分を置き換えるために使用されている。毎年、数百万の手術が、骨の修復を含めて、行われている。高くなる平均寿命及び健康によって、使用されるインプラントの数は、更に増加する。骨を再生するために頻繁に使用される材料の１つは、リン酸カルシウム（又は、本明細書においてはＣａＰと略称される）セラミックである。最も頻繁に使用されるＣａＰセラミックは、ヒドロキシアパタイト（ＨＡ、Ｃａ５（ＰＯ４）３ＯＨ）である。骨の無機成分に類似のこの材料の化学組成の結果として、それは、インプラントの周りの骨の形成進行を高める。従って、ＣａＰセラミックは、「生体活性体」と呼ばれる。嵩高なＣａＰセラミックの脆弱性を回避するために、材料は、多くの場合、コーティングとして適用される。
【０００３】
通常、ＣａＰコーティングは、金属基体上に堆積される。然しながら、ポリマー基体は、ポリマーの機械的性質が容易に変えられるので、更に適切な選択的対象であってもよい。ポリマー基体は、インプラントから、取り囲んでいる骨への力を有効に移動し、所謂「応力遮蔽」により骨吸収を回避する（L.L. Hench. Bioceramics. J. Am. Ceram. Soc., 81:1705-1728, 1998）。一方、インプラントの製造のために使用される殆どのポリマー材料は、生体不活性、即ち、骨の治癒を誘発しない。従って、良好な骨反応のために、ＣａＰコーティングで被覆されたポリマー材料は、医学用途、例えば、固定プレート又はスクリューにとって興味ある系であってもよい。その様な装置のポリマー部品上におけるＣａＰコーティングの使用は、生物反応を改善する可能性がある。例えば、固定プレート又はスクリュー用に、分解性ポリマー、例えば、ポリ−Ｌ−乳酸（ＰＬＬＡ）を使用することにより、スクリュー又はプレート除去のための二次手術を防ぐことができる。整形外科手術に加えて、ＣａＰ被覆ポリマーインプラントのためのその他の用途は、顎顔面手術において見出されてもよい。
【０００４】
ＣａＰ被覆ポリマー材料を医学用途に使用するためには、幾つかの要件に合致する必要がある。その第一は、ＣａＰコーティングのポリマー基体への良好な接着が必要とされる。例えば、米国食品医薬品局（ＦＤＡ）は、５０．８ＭＰａの最少引張りコーティング強度を要求する（American Food and Drug Administration. Calcium phosphate (Ca-P) coating draft guidance for preparation of fda submissions for orthopedic and dental endosseous implants. Technical report, American Food and Drug Administration, 1997. Available on: www.fda.gov/cdrh/ode/33.html.）。良好な接着に加えて、又、コーティング組成物は、Ｃａ／Ｐ比として約１．６７（ＨＡの比）が要求されるので、調節されなければならない。最後に、或る程度のコーティング結晶化度は、ｉｎ ｖｉｖｏ条件下でのコーティングの急速な溶解を防ぐのに役立つ（J.G.C. Wolke, K. de Groot, and J.A. Jansen. In vivo dissolution behavior of various rf magnetron sputtered ca-p coatings. J. Biomed. Mater. Res., 39:524-530, 1997）。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
従って、本発明の目的は、結晶性ＣａＰコーティングを伴うポリマー基体を提供することである。
【０００６】
通常、堆積したＣａＰコーティング、又は高周波（ＲＦ）マグネトロンスパッタ堆積したＣａＰコーティングは、非晶質（amorphous）である。既に述べた如く、非晶質ＲＦマグネトロンスパッタ堆積コーティングは、ｉｎ ｖｉｔｒｏ、加えてｉｎ ｖｉｖｏ条件下の両方で、溶解する（J.G.C. Wolke, K. de Groot, and J.A. Jansen. In vivo dissolution behavior of various rf magnetron sputtered ca-p coatings. J. Biomed. Mater. Res., 39:524-530, 1997、J.G.C. Wolke, K. de Groot, and J.A. Jansen. Dissolution and adhesion behaviour of radio-frequency magnetron-sputtered Ca-P coatings. J. Mater. Sci., 33:3371-3376, 1998）。（部分的に）結晶性であるコーティングは、この溶解を示さない。基本的には、結晶性コーティングは、ＲＦマグネトロンスパッタを堆積した非晶質コーティングを、少なくとも５００℃の温度でアニーリングすることにより得ることができる（T.S. Chen andW.R. Lacefield. Crystallization of ion beam deposited calcium phosphate coatings. J. Mater. Res., 9:1284-1290, 1994、K. van Dijk, H.G. Schaeken, J.G.C.Wolke, and J.A. Jansen. Influence of annealing temperature on rf magnetron sputtered calcium phosphate coatings. Biomaterials, 17:405-410, 1996、M. Yoshinari, T. Hayakawa, J.G.C. Wolke, K. Nemoto, and J.A. Jansen. Influence of rapid heating with infrared radiation on RF magnetron-sputtered calcium phosphate coatings. J. Biomed. Mater. Res., 37:60-67, 1997）。又、その他の方法を使用して堆積されるＣａＰコーティングには、その様な高温（４００〜６００℃）が必要とされる（J. Chen, J.G.C. Wolke, and K. de Groot. Microstructure and crystallinity in hydroxyapatite coatings. Biomaterials, 15:396-399, 1994、K.A. Gross, V. Gross, and C.C. Berndt. Thermal analysis of amorphous phases in hydroxyapatite coatings. J. Am. Ceram. Soc., 81:106-112, 1998、P. Layrolle, A. Ito, and T. Tateishi. Sol-gel synthesis of amorphous calcium phosphate and sintering into microporous hydroxyapatite bioceramics. J. Am. Ceram. Soc., 81:1421-1428, 1998., C.F. Feng, K.A. Khor, S.W.K. Kweh, and P. Cheang. Thermally induced crystallization of amorphous calcium phosphate in plasma-spheroidised hydroxyapatite powders. Mater. Lett., 46:229-233, 2000., C.M. Lopatin, V.B. Pizziconi, and T.L. Alford. Crystallization kinetics of sol-gel derived hydroxyapatite thin films. J. Mater. Sci.-Mater. Med., 12:767-773, 2001., S. Raynaud, E. Champion, D. Bernache-Assollant, and P. Thomas. Calcium phosphate apatites with variable Ca/P atomic ratio I. synthesis, characterisation and thermal stability of powders. Biomaterials, 23:1065-1072, 2002）。
【０００７】
上述の通り、一般に、４００〜６００℃は、コーティングを非晶質から結晶性のコーティングへ変換するために必要である。残念ながら、これらの温度は、ポリマーにとっては高過ぎる。にもかかわらず、Hontsuら（S. Hontsu, M. Nakamori, H. Tabata, J. Ishii, and T. Kawai. Pulsed laser deposition of bioceramic hydroxyapatite thin films on polymer materials. Jpn. J. Appl. Phys. Part 2, 35:L1208 - L1210, 1996, S. Hontsu, M. Nakamori, N. Kato, H. Tabata, J. Ishii, T. Matsumoto, and T. Kawai. Formation of hydroxyapatite thin films on surface-modified polytetrafluoroethylene substrates. Jpn. J. Appl. Phys. Part 2, 37:L1169-L1171, 1998）は、基体の溶融温度の僅か下で、長いアニーリング（１０時間）を行うことにより、ポリマー基体（ＰＴＦＥ（ポリテトラフルオロエチレン）、ＰＩ（ポリイミド）、ＰＤＭＳ（ポリジメチルシロキサン）及びＰＥＴ（ポリエチレンテレフタレート））上でのＣａＰコーティングの結晶化を研究している。ＰＴＦＥ及びＰＩでは、部分的に結晶性のコーティングは、それぞれに、３２０℃及び３６０℃でアニーリングすることにより得られた。然しながら、ＰＤＭＳ及びＰＥＴでは、ＣａＰコーティングは、それぞれに、２４０℃及び２６０℃でのアニール後で非晶質のままであった。アニーリング方法が、ポリマー基体の場合においては極めて不利であることは明らかである。熱膨張における大きな相違（これは、層間剥離を容易に引き起す（S. Hontsu, M. Nakamori, H. Tabata, J. Ishii, and T. Kawai. Pulsed laser deposition of bioceramic hydroxyapatite thin films on polymer materials. Jpn. J. Appl. Phys. Part 2, 35:L1208 - L1210, 1996））に加えて、最大の問題は、高温耐性ポリマーだけが使用できる点である。
【０００８】
Ｋａｔｔｏらは、Surface and Coating Technology, vol. 169-170(2003), p712-715において、金属（Ｔｉ）基体上にヒドロキシアパタイトを堆積するための方法を記載している。補助レーザービームは、ＫｒＦレーザー堆積ビームから分離され、コーティングが堆積される間に、同時に金属（Ｔｉ）基体を照射するために使用される。これは、ヒドロキシアパタイトコーティングの結晶化度をもたらす補助レーザーによるアニーリング方法に起因する、ＣａＰコーティングの改善された接着をもたらした。又、第二ＡｒＦエキシマーレーザーは、Ｔｉ基体の照射のための補助レーザーとして使用された。それは、結晶化度が、堆積パラメーターを変更することにより調節できることを示唆するものであるのに対して、結晶性ＣａＰコーティングが実際に得られたとする証明は、この発表では全く存在していない。更に、Ｋａｔｔｏらは、堆積及び補助レーザーは、常に、同時に、場合により、ナノ秒程度の時間的遅れを伴って、操作すること、従って、基体は、常に、補助レーザーにより加熱されることを教示している。
【０００９】
国際公開第９４／２２５１３号は、ＣａＰコーティングを伴って提供されるカテーテルを記載している。このコーティングは、短いパルスレーザー堆積を使用して適用される。温度感応性基体に対しては、非晶質ヒドロキシアパタイト（ＣａＰ）コーティングが、任意の適当な短いパルスレーザーを使用して、レーザーアニーリングにより結晶化することができると述べている。実際に、国際公開第９４／２２５１３号において示されるものは、好ましくは、２０００のパルス周波数で、１００〜２００ｍＪ／ｃｍ２のパルスエネルギーを伴う、珪素（Ｓｉ）、即ち、半導体用の温度無感応性基本材料上でのヒドロキシアパタイトのレーザーアニールである。述べられている、レーザーの波長及び高パルス周波数の使用では、Ｓｉ基体は、国際公開第９４／２２５１３号において記載されている方法が、ポリマー基体には使用できないことを意味する程に加熱される。更に、金属基体上の結晶性コーティングだけが、５００℃の堆積温度で開示されているだけである。
【００１０】
Ａｎｔｏｎｏｖらは、Life Sciences vol. 9(3)(2000), pp 127-142において、２１３ｎｍでのパルスレーザー照射による、Ｔｉ及びテフロン基体上でのＣａＰコーティングの改善に関わっている。１μｍの比較的に厚いコーティングにおいて、エネルギーの４０％がＣａＰコーティングにより吸収されるだけである点が注目される。更に、著者は、レーザー放射線の３０％が、Ｔｉ基体から反射されると述べているが、これは、エネルギーの殆どが、１μｍのＣａＰコーティングにおいて吸収され、残りのエネルギーが基体を加熱することを意味している。この故に、テフロン基体にとっては、レーザーアニーリング方法は、この方法において、ＣａＰコーティングが、テフロン基体から容易に剥離されるので、金属基体と同様の有効性は持たないと結論付けられる。次いで、Ａｎｔｏｎｏｖらは、テフロン基体からの剥離の問題は、レーザーフルエンスの微細調整により解決されるべきものであると教示している。
【００１１】
半導体技術の遠隔分野においては、レーザー誘発結晶化は、温度感応性材料上での非晶質の薄いフィルムの結晶化に適用可能であることが証明されている。例えば、Ｓｍｉｔｈらは（P.M. Smith, P.G. Carey, and T.W. Sigmon. Excimer laser crystallization and doping of silicon thin films on plastic substrates. Appl. Phys. Lett., 70:342-344, 1997）、プラスチック（ＰＥＴ）上での珪素（Ｓｉ）の結晶化を記載している（P.M. Smith, P.G. Carey, and T.W. Sigmon. Excimer laser crystallization and doping of silicon thin films on plastic substrates. Appl. Phys. Lett., 70:342-344, 1997, L. Mariucci, A. Pecora, R. Carluccio, and G. Fortunato. Advances excimer laser crystallization techniques. Thin Solid Films, 383:39-44, 2001）。照射は、４５０ｍＪ／ｃｍ２までのフルエンスで生起し、基体材料において２５０℃の最大温度をもたらした。Ｓｉは、ＣａＰセラミックとは相溶性ではない点に注目すべきである。一般に、セラミック材料は、複数成分から構成される。又、光学的情報が、ＣａＰセラミックについて入手できない。セラミックス材料の複雑性は、インジウム錫酸化物（H. Hosono, M. Kurita, and H. Kawazoe. Excimer laser crystallization of amorphous indium-tin oxide thin films and application to fabrication of bragg gratings. Thin Solid Films, 351:137-140, 1999）、並びにＴｉＯ２、Ｎｂ２Ｏ５、Ｔａ２Ｏ５、及びＳｒＴｉＯ３（N. Asakuma, T. Fukui, M. Aizawa, M. Toki, H. Imai, and H. Hirashima. Ultravioletlaser-induced crystallization of sol-gel derived inorganic oxide films. J. Sol-Gel Sci. Technol., 19:333-336, 2000）が、≧４０ｍＪ／ｃｍ２の、ＫｒＦ（２４８ｎｍ）又はＡｒＦ（１９３ｎｍ）エキシマーレーザーパルスを使用して金属基体上で結晶化された研究において確認されている。これらの材料は、光学的コーティング、磁気／分極性コーティング及び工具のためのハードコーティングに関係するものである。又、これらの例は、インプラント及び生体適合性を伴うインプラントのコーティングの分野とは遥かにかけ離れている。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
ＣａＰセラミック材料は、短波長のＵＶ光線を吸収する能力を有し、更に、短い、エネルギー性ＵＶ−レーザー光線パルスを使用することにより、非晶質ＣａＰコーティングが結晶化することが分かった。都合よいことに、結晶化方法は、その上に非晶質ＣａＰがかなりの範囲まで被覆されるポリマー基体を損傷することなく生起する。理論に縛られることなく、長すぎる波長は、セラミックコーティングを貫通し、温度感応性ポリマー基体上で、付随する有害な影響を伴うコーティングに代わってその下の基体材料をその後に加熱するものと考える。ＣａＰコーティングは、２００ｎｍにおいて光学的吸収限界を示し、従って、照射のために使用されるレーザー光線の波長は、２００ｎｍ未満であるべきである。
【００１３】
非晶質リン酸カルシウム（ＣａＰ）コーティングをその上に堆積させている、移植用のポリマー基体が、＜２００ｎｍのレーザー光線で且つ１０〜１０００ｍＪ／ｃｍ２のエネルギーで照射されると、非晶質ＣａＰコーティングは結晶化することが分かった。
【００１４】
従って、本発明は、結晶性リン酸カルシウム（ＣａＰ）コーティングを伴うポリマーインプラント目的物を提供するための方法に関し、該方法は、非晶質（ＣａＰ）コーティングをその上に堆積させたポリマー基体を、＜２００ｎｍで且つ１０〜１０００ｍＪ／ｃｍ２のレーザー光線で照射する工程を含む。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１５】
本発明は、ＣａＰコーティングの堆積のために任意の方法を使用する可能性を与える、堆積方法から結晶化方法の完全な分離を可能する点において有利である。さらに、コーティングの堆積方法中にレーザー結晶化を行うことも可能である。従って、実施形態においては、本発明は、＜２００ｎｍで且つ１０〜１０００ｍＪ／ｃｍ２のレーザー光線での照射が、ＣａＰコーティングのポリマー基体上への堆積中に行われる本発明による方法に関する。適当なレーザー光線を透過する覗き窓は、堆積システムにおいて存在すべきである。
【００１６】
本発明におけるインプラント目的物は、ポリマー基体、即ち、ポリマー（プラスチック）で作られた基体である。「ポリマー基体」と言う用語は、任意のプラスチック材料又はインプラントとして役立つのに適当なプラスチック材料を含めた材料の組合せで作られた基体を意味する。ポリマー材料又は生体材料は、好ましくは、それらが挿入される生来の組織にできるだけ似ている。更に、ポリマー生体材料は、滅菌ができ且つ組織と相溶性がなければならない。それらの適用により、それらは、分解できる。ポリマー基体において部分的に又は全体的に含まれる適当な材料は、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリ（エチレンテレフタレート）（ＰＥＴ）、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ポリスチレン（ＰＳ）、ポリ−Ｌ−乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）、ポリイミド（ＰＩ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリプロピレンフマレート（ＰＰＦ）及びポリブチルテレフタレート（ＰＢＴ）を含む群から選ばれる少なくとも１つのポリマーを含む。
【００１７】
にもかかわらず、本発明は、金属インプラント目的物又は、例えば、金属及び温度感応性材料、例えば、上述のポリマー材料等の組合せの目的物上の結晶性非晶質ＣａＰコーティングに同等に良く適する方法を提供する。
【００１８】
ＣａＰコーティングを堆積させるためには様々な方法が存在する。本発明方法においては、ＣａＰコーティングを基体上に堆積させるための任意の方法が使用できる。従って、本発明方法においては、ＣａＰコーティングは、ＣａＰコーティングを堆積させるのに適した任意の方法を使用して堆積され、堆積させたＣａＰコーティングは非晶質である。最も頻繁に使用される幾つかの方法は：
【００１９】
プラズマ溶射
プラズマ溶射は、ＣａＰコーティングの適用のために最も頻繁に使用される方法である（K.A. Gross, V. Gross, and C.C. Berndt. Thermal analysis of amorphous phases in hydroxyapatite coatings. J. Am. Ceram. Soc., 81:106-112, 1998, P. Layrolle, A. Ito, and T. Tateishi. Sol-gel synthesis of amorphous calcium phosphate and sintering into microporous hydroxyapatite bioceramics. J. Am. Ceram. Soc., 81:1421-1428, 1998, J.G.C. Wolke, J.M.A. de Blieck-Hogervorst, W.J.A. Dhert, C.P.A.T. Klein, and K. de Groot. Studies on the thermal spraying of apatite bioceramics. J. Therm. Spray Technol., 1:75-82, 1992）。それは、電弧を介してＣａＰ粒子をキャリヤーガス中に供給することを基本としている。ガスはプラズマに成り、プラズマは、高速まで加速される。キャリヤーガスにおいて運ばれる粒子は、基体上に堆積される。この方法においては、基体は、高温まで上昇して、基体を適切さに欠けたものとする。
【００２０】
バイオミメティック堆積
バイオミメティックコーティングは、擬似生理液体から形成される。ＣａＰセラミックは、過飽和溶液から基体上に堆積される（M. Tanahasi, T. Yao, T. Kokubo, M. Minoda, T. Miyamoto, T. Nakamura, and T. Yamamuro. Apatite coating on organic polymers by a a biomimetic process. J. Am. Ceram. Soc., 77:2805-2808, 1994, P. Habibovic, F. Barr`ere, C.A. van Blitterswijk, K. de Groot, and P. Layrolle. Biomimetic hydroxyapatite coating on metal implants. J. Am. Ceram. Soc., 85:517-522, 2002）。この方法の利点は、その簡略性及び周囲温度で複雑な幾何学形状を被覆することの可能性である。これは、ポリマー基体をコーティングするのに適した方法とするものである。この方法の欠点は、ＣａＰコーティングの接着、特に、不活性ポリマー基体上での接着に乏しいことがある点である（M. Tanahasi, T. Yao, T. Kokubo, M. Minoda, T. Miyamoto, T. Nakamura, and T. Yamamuro. Apatite coating on organic polymers by a a biomimetic process. J. Am. Ceram. Soc., 77:2805-2808, 1994）。
【００２１】
レーザー堆積
レーザー堆積は、強力なＵＶエキシマーレーザーパルスが、ターゲットからＣａＰセラミックを蒸発させるために使用される方法である（C.M. Cotell, D.B. Chrisey, K.S. Grabowski, J.A. Sprague, and C.R. Gossett. Pulsed laser deposition of hydroxylapatite thin films on Ti-6Al-4V. J. Appl. Biomater., 3:87-93, 1992, R.K. Singh, F. Qian, V. Nagabushnam, R. Damodaran, and B.M. Moudgil. Excimer laser deposition of hydroxyapatite thin films. Biomaterials, 15:522-528, 1994）。この方法の最大の利点は、ターゲットの化学組成が、堆積過程においてコーティングに移動される点である（R.K. Singh, F. Qian, V. Nagabushnam, R. Damodaran, and B.M. Moudgil. Excimer laser deposition of hydroxyapatite thin films. Biomaterials, 15:522-528, 1994）。堆積工程中の低い基体温度の結果として、この方法は、又、ポリマー基体上のＣａＰコーティングの堆積に適している（S. Hontsu, M. Nakamori, H. Tabata, J. Ishii, and T. Kawai. Pulsed laser deposition of bioceramic hydroxyapatite thin films on polymer materials. Jpn. J. Appl. Phys. Part 2, 35:L1208 - L1210, 1996）。
【００２２】
イオンビーム堆積
イオンビーム堆積においては、ＣａＰターゲットは、イオンガンからのビーム（エネルギー、ｋｅＶ）による衝突を受ける。粒子は、ターゲットから追い出され（「スパッタされ」）、基体上に堆積される（T.S. Chen andW.R. Lacefield. Crystallization of ion beam deposited calcium phosphate coatings. J. Mater. Res., 9:1284-1290, 1994, X. Li, J. Weng, W. Tong, C. Zuo, X. Zhang, P. Wang, and Z. Liu. Characterization of hydroxyapatite film with mixed interface by Ar+ ion beam enhanced deposition. Biomaterials, 18:1487-1493, 1997, F.Z. Cui, Z.S. Luo, and Q.L. Feng. Highly adhesive hydroxyapatite coatings on titanium alloy formed by ion beam assisted deposition. J. Mater. Sci.-Mater. Med., 8:403-405, 1997）。それは、非晶質コーティングを生成し、これは金属基体に全く良く接着する（１０〜６０ＭＰａ）。然しながら、コーティングの化学組成は、スパッタリングターゲットのそれからは外れていることがある。
【００２３】
ＲＦマグネトロンスパッタ堆積
ＲＦマグネトロンスパッタ堆積は、本明細書において記載された実験のために使用された方法である。この方法は、イオンビーム堆積と幾つかの類似点を有している。この方法においては、ＣａＰセラミックターゲットは、スパッタリング及び、それに続くターゲット成分の堆積を引き起すエネルギー的粒子で照射される。スパッタリングを引き起すエネルギー的投射は、プラズマにおいて創り出される。イオンビーム堆積方法と比較すると、この方法は、多数の工程が同時に生起するので一層複雑である。堆積方法が作業する方法は、以下で更に詳細に説明される。それは、ガス組成（K. van Dijk, J. Verhoeven, C.H.M. Mar´ee, F.H.P.M. Habraken, and J.A. Jansen. Study of the influence of oxygen on the composition of thin films obtained by r.f. sputtering from a Ca5(PO4)3OH target. Thin Solid Films, 304:191-195, 1997）、ガス圧（K. van Dijk, H.G. Schaeken, C.H.M. Mar´ee, J. Verhoeven, J.G.C. Wolke, F.H.P.M. Habraken, and J.A. Jansen. Influence of Ar pressure on r.f. magnetron-sputtered Ca5(PO4)3OH layers. Surf. Coat. Technol., 76-77:206-210, 1995）、及び排出力（K. van Dijk, H.G. Schaeken, J.G.C. Wolke, C.H.M. Mar´ee, F.H.P.M. Habraken, J. Verhoeven, and J.A. Jansen. Influence of discharge power level on the properties of hydroxyapatite films deposited on Ti6Al4V with RF magnetron sputtering. J. Biomed. Mater. Res., 29:269-276, 1995）によって、多くの様々な組成を得ることができることを示している。更に、優れた接着が、金属基体上のＣａＰコーティングに対して見出された（K. van Dijk, V. Gupta, A.K. Yu, and J.A. Jansen. Measurement and control of interface strength of RF magnetron-sputtered Ca-PO coatings on Ti-6Al-4V substrates using a laser spallation technique. J. Biomed. Mater. Res., 41:624-632, 1998）。この方法の利点は、堆積力が低く保たれると、基体上での熱負荷が低く抑えられる点である。更に、数ミクロンメートルまでの均質なコーティングを、簡単な操作において生成することができ、コーティング組成及び成長速度に関する再現性が良好である。その他の利点は、スパッタ堆積方法は、既に商業生産において使用されている点である。
【００２４】
本発明の実施形態においては、ＣａＰコーティングに適した方法は、プラズマ溶射、バイオミメティック堆積、レーザー堆積、イオンビーム堆積及びＲＦマグネトロンスパッタ堆積又はその組合せから選択される。
【００２５】
本発明方法の好ましい実施形態においては、ＣａＰコーティングは、ＲＦマグネトロンスパッタ方法を使用して堆積される。
【００２６】
実施例においては、ＣａＰセラミックに対して異なる接着挙動を示す多数のポリマー基体が記載される。この異なる挙動は、界面構造及び堆積工程中に起る現象からとてもよく理解することができる。従って、全てのポリマーは、それ自身の吟味を必要とし、それによって、コーティング剥離は、異なる原因（界面又はポリマーそれ自身内の）を有することがあることに留意する。堆積パラメーターを変えること及びプラスチック基体上のＣａＰセラミックの満足できる接着に到達することは、十分に、当業者の能力範囲内である。幾つかのポリマー（ＰＥ、ＰＳ、及びＰＴＦＥ）は、研究の積りで使用されたので、最少量の添加剤を含んでいた。プラスチックは、ポリマー及び添加剤から成る。これらの添加剤は、又、コーティングの接着に影響を及ぼすことがある点が理解されるべきである。又、ポリマーを、任意の種類の前処理に掛けることが有利であることもある。前処理方法は、当該技術分野において知られており、表面洗浄、研磨、ポリマー表面の架橋、例えば、化学的処理による化学的構造の変更、ＵＶ線処理、コロナ処理、プラズマ処理及びイオンビーム処理並びに、又は、例えば、Ｔｉ又はＣｒの反応性材料の中間層が適用されてもよい。
【００２７】
極めて良好な接着は、それらの問題のある接着挙動が知られているポリマー（ＰＥ）でも得ることができる。可能性は、２つの異なる堆積方法の組合せであってもよい。例えば、ＲＦマグネトロンスパッタ堆積は、強力な界面構造を成長させるために使用されてもよく、その後、バイオミメティック方法を使用して、溶液において成長が続けられる。これは、幾つかのポリマー上で、バイオミメティックス的に成長したＣａＰに対して報告された接着問題を解決する可能性がある（M. Tanahasi, T. Yao, T. Kokubo, M. Minoda, T. Miyamoto, T. Nakamura, and T. Yamamuro. Apatite coating on organic polymers by a a biomimetic process. J. Am. Ceram. Soc., 77:2805-2808, 1994）。
【００２８】
本発明方法は、最適な堆積システム設計及びプロセスパラメーター並びに、例えば、最適基体冷却により改善することができる。本発明のこの方法は、新しいインプラントのために使用することのできる、ポリマー基体を含む異なる基体上に、均質で、密度の高い、結晶性の、十分に接着するＣａＰコーティングをもたらすことができる。
【００２９】
非晶質ＣａＰコーティングの結晶化を達成するためには、照射されるレーザー光線が、ＣａＰセラミック材料において吸収されることが必要である。これは、全てのレーザーが、この目的に適するものではないことを意味する。図３は、ＣａＰ被覆サファイアの光学的透過スペクトルを示す。ＣａＰ組成の変動、例えば、Ｃａ対Ｐ比における変動による、又は、添加剤、例えば、チタン等の添加による変動、ＣａＰセラミック材料の吸収、が影響を受けることがある点が注目される。にもかかわらず、一般に、照射されるレーザー光線の波長は、２００ｎｍ未満であるべきである。適当に、Ｆ２（１５７ｎｍ）及びＡｒＦ（１９３ｎｍ）を含む群から選択されるレーザーが使用される。好ましくは、Ｆ２レーザーが使用される。
【００３０】
レーザー光線の照射期間は、レーザーパルスのエネルギーに依存し、レーザーパルスのエネルギーは、ＣａＰコーティングの厚さによって選択される。レーザーパルスにとって適切なエネルギー及びＣａＰコーティングの所望の厚さが与えられる、このエネルギーでの照射の適切な期間をもたらすためのこれらのパラメーターの変動は、十分に、当業者の能力範囲内である。
【００３１】
好ましくは、本発明方法は、薄いコーティング、即ち、１０μｍ未満のコーティングを結晶化させるために使用される。適切に結晶化できるコーティングは、数ｎｍ程度に薄く、例えば、１０ｎｍ、好ましくは、５０ｎｍ以上であってもよい。一実施形態においては、コーティングの厚さは、５０ｎｍ〜５μｍの範囲である。その他の実施形態においては、コーティングの厚さは、１００ｎｍ〜４μｍの範囲である。都合よいことに、非常に薄いコーティングは、例えば、１μｍ未満及び０．５μｍ未満でもコーティングとして結晶化することができる。更なる実施形態においては、コーティングの厚さは、１０ｎｍ〜１μｍ未満若しくは１０ｎｍ〜５００ｎｍ未満、又は１００ｎｍ〜１μｍ未満若しくは１００ｎｍ〜５００ｎｍ未満若しくは５０ｎｍ〜４００ｎｍの範囲である。
【００３２】
一般に、１０ｍＪ／ｃｍ２未満のエネルギーでの照射は、十分な結晶化をもたらさず、一方、一般に、１０００ｍＪ／ｃｍ２を超える照射は、許容しがたい剥離をもたらす。一実施消形態においては、レーザーパルスのエネルギーは、１０〜５００ｍＪ／ｃｍ２の範囲である。一実施消形態においては、レーザーパルスのエネルギーは、１０〜２５０ｍＪ／ｃｍ２の範囲である。
【００３３】
レーザーパルスの期間は、１〜５０ｎｓの範囲であってもよい。又、基体の或る領域を繰り返し照射することも可能である。本発明方法の更なる最適化は、例えば、パルス、パルス周波数及びパルスの数で照射される領域又はスポットザイズの変動により理解されてもよい。
【００３４】
ＣａＰコーティングを結晶化させるためのレーザーの使用の更なる利点は、照射が調節できる正確さである。特に、照射対象に対するレーザーの位置は、調節することができ、別々の経路に沿って、照射対象を横切ってレーザーを移動させることを可能にし、それによって、照射対象上に結晶化の或るパターンを創り出す。これは、それらがインプラントされる身体的材料又は組織の構造と最適相互作用を有するインプラント目的物上にコーティングを創り出すのに有利であってもよい。特に、細胞挙動に適応するパターンは、有利であり、その様なパターンは、当業者に知られている。適当なパターンの例は、溝付又は正方形パターンである。
【００３５】
従って、本発明方法の更なる実施形態においては、パターンは、結晶性ＣａＰコーティングにおいて作られる。
【００３６】
更なる態様においては、本発明は、本発明による方法により得ることのできるポリマーインプラント目的物に関する。本発明によるインプラント目的物の例は、固定プレート、固定スクリュー、スクリュー、髄様爪、寛骨臼カップ、組織再生誘導膜である。一実施形態においては、本発明は、ポリマーインプラント目的物に関し、該目的物は、結晶性ＣａＰコーティングを有し、該結晶性ＣａＰコーティングは、少なくとも１０ｎｍで、１０００ｎｍ未満の厚さを有する。その他の実施形態においては、コーティングは、少なくとも５０ｎｍ若しくは少なくとも１００ｎｍ又は少なくとも２００ｎｍの厚さで、９００ｎｍ又は８００ｎｍ未満であることが好ましい。一実施形態における非常に薄いコーティングに対しては、コーティングは、５００ｎｍ未満の厚さである。都合よいことに、結晶性コーティングは、可撓性ポリマーインプラント上へ適用することができる；コーティングの結晶化度により、ＣａＰコーティングに傷を付けずに、可撓性インプラントを曲げたり又は折畳んだりすることが可能である。従って、一実施形態においては、ポリマーインプラント目的物は、可撓性ポリマー材料を含み、又は可撓性ポリマー材料で作られる。
【実施例】
【００３７】
実験方法
ＲＦマグネトロンスパッタ堆積
スパッタ堆積は、高エネルギー粒子による、ターゲットからの種の追い出しに基礎を置く。エネルギー投射は、イオンガン又はプラズマを使用して発生させることができる。追い出された種は、基体上に達し、コーティングを形成する。
【００３８】
ＲＦスパッタ堆積においては、投射は、ＲＦプラズマにより発生する。ＤＣ電界に代わるＲＦは、多くの場合、帯電及びアーク放電を避けるために絶縁ターゲットの場合に使用する。交代ＲＦ電界に従う電子は、真空室においてガスのイオン化を引き起す。プラズマにおいて形成する正イオン（多くの場合、アルゴンイオン）は、それらが、プラズマの縁の、電位が急激に低下する所謂プラズマシースを横断する時に、加速される。加速されたイオンは、スパッタターゲットから種の追い出しを引き起し、それらは、又、プラズマを維持するために、更なるイオン化に対して応答できる第二電子の追い出しを開始する。
【００３９】
ＲＦスパッタ堆積システムのスパッタリング速度は、スパッタリングターゲットの下にマグネトロン配置を適用することにより大いに高めることができる。磁場は、ターゲット近くの電子を捕捉する。捕捉された電子は、ガスにおいて更なるイオン化を引き起し、スパッタ速度を高める。
【００４０】
堆積システム
基体の前処理及びコーティングの堆積は、Edward High Vacuum ESM100スパッタ堆積室において行った。システムの概略図は、図１において与えられる。システムは、３２ｃｍの直径を持つステンレススチール室から成る。１×１０−５ｍｂａｒの基底圧を、拡散ポンプを使用して達成する。水冷基体ホルダーは、グラウンド又はＲＦ堆積室の一番上の部分に配置し、静置又は回転配置（毎分３０回転）で使用することができる。静的堆積では、サンプルは、ターゲットの上か、イオンガンの焦点に直接載置する。これらの位置は、図１において、×及び★で、それぞれ示される。回転堆積では、サンプルは、基体ホルダーの中心から７±１ｃｍに載置する（サンプルが、通過は×、そして★は、回転中を意味する）。２つのスパッタリングターゲットは、基体ホルダーの約８．２ｃｍ下にある。それらを、１３．５６ＭＨｚで作動する別々の電源に接続する。ターゲットは、頂部に、接地シールド及び二次汚染シールドを有する。静的堆積中は、二次汚染シールドは、イオンガンの焦点（★）における堆積速度を増加するために除去する。スパッタターゲットの下には、マグネトロン配置が存在する。
【００４１】
正常の堆積条件下では、基体ホルダーは、接地する。然しながら、ターゲット電源の１つをそれに接続することにより、出力電極として基体ホルダーを使用することも可能である。この方法においては、サンプルは、例えば、酸素衝突により前処理される。放電ガスは、圧力ゲージに結合されている圧電電気バルブを経由して堆積室中に導かれる。このシステムにおけるフィードバックループは、堆積中の一定ガス圧を確実にする。
【００４２】
カウフマンイオン源（Oxford Applied Research社製model RF25）を、堆積システムに接続する。ガンは、材料の前処理のために、又はイオンビーム補助堆積のために使用することができる。ガンの焦点は、基体ホルダーの中心から約７．５ｃｍであり、ガンを、基体ホルダーの正常位置に対して７０°の角度で載置する。
【００４３】
最後に、四極子形分圧真空計（ＭＳ）（Vacuum Generators社製model Sensorlab）を、システムに接続する。この装置は、スパッタリングガス組成の測定及びスパッタリングガスにおける汚染の検出のために使用することができる。
【００４４】
基体
使用された基体材料は、珪素単結晶（配向（１００）、Gritek Ltd.社から入手した）であった；ポリスチレン（ＰＳ）、ポリエチレン（ＰＥ）、及びポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ、テフロン）シート（厚さ１ｍｍ）は、Goodfellow Ltd.社から入手した；ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ、シリコーンゴム）は、Viba NV社から入手した（Elastosil RT601）。この材料を、プラスチックボックスにおいて重合した。円滑な空気硬化サイドを使用した。ポリ−Ｌ−乳酸（ＰＬＬＡ）の顆粒は、Purac Biochem社から入手した。顆粒を、スチール金型における材料を１７０〜１８０℃に加熱することにより、ＰＬＬＡプレート（厚さ、１ｍｍ）に変えた。
【００４５】
堆積又は前処理前に、基体を、イソプロパノールにおいて、５分間、超音波洗浄した。
【００４６】
コーティング堆積
スパッタリングターゲットとして、ハイドロアパタイト（Ｃａ５（ＰＯ４）３ＯＨ）を、小さな顆粒の形態(直径０．５〜１．０ｍｍ)又は銅ディスク上に溶射したプラズマの形態で使用した。ターゲットは、直径１０ｃｍであった。通常、１つのターゲッタだけを堆積中に使用した。サンプル上の熱負荷を更に減少させるために、電力供給を、２００Ｗの最大出力で行った。この出力より上で、基体（特にＰＳ）の軟化が始まった。２００Ｗの堆積出力での一般的な堆積速度は、１〜２ｎｍ／分であった。通常、スパッタリングガスはアルゴンであった。コーティング堆積中の圧力は、５×１０−４〜１×１０−１ｍｂａｒであった。
【００４７】
前処理
既に述べた通り、コーティング堆積前のポリマーの前処理は、接着強度を増加することがある。特に、ポリマーサンプルの前処理として、プラズマ前処理及びイオンビーム処理をうまく使用されている。
【００４８】
プラズマ前処理
プラズマ前処理は、正常に接地した基体ホルダーを、ＲＦ出力電極に変えることにより行うことができる。一般に使用されたプラズマ前処理は、２００Ｗの出力で、３０秒間、２×１０．３ｍｂａｒの酸素プラズマへのポリマー基体の暴露であった。
【００４９】
イオンビーム前処理
イオンビーム前処理は、よく定義された前処理である。ガス圧及びイオンガン出力水準の関数としてのイオン流を、ファラデーカップを使用して測定した。イオンガンにおけるプラズマの光学的発光を、プラズマの安定性及びプラズマ形式（低輝度又は高輝度形式［３１］）をチェックするために、操作中に測定した。イオンのエネルギーは、１００〜１０００ｅＶの間で変えることができた。ビーム形状は、殆どガウスであり、１．５ｃｍの半値幅（ＦＷＨＭ）を有する。この研究における実験には、アルゴンガスをイオンガンとして使用した。
【００５０】
コーティング分析
Ｘ−線回折（ＸＲＤ）
Ｘ−線回折（ＸＲＤ）は、コーティングの結晶性を決定するための方法である。Ｃｕ−Ｋα源を備えた、薄膜フィリップPW3710Ｘ−線回折計を使用した。入射角を２．５に固定し、固体状態検出器を走査させた。
【００５１】
コーティング堆積及び分析
ＰＥを基体として使用した。堆積のために、プラズマ溶射ＨＡターゲットを使用し、基体ホルダーを堆積処理中回転させた。堆積時間は３．５時間であり、出力は２００Ｗであり、Ａｒ圧は５．０×１０−３ｍｂａｒであった。得られたＣａ／Ｐ比は、〜１．６に等しく、コーティングの厚さは、ラザホード後方散乱分光法(Rutherford Backscatter Spectroscopy）(ＲＢＳ)により決定されたものとして、〜２５０ｎｍであった。ＣａＰコーティングの光学的吸収を決定するために、未被覆サファイア（Single Crystal Technology社製、オランダ国）及び〜１μｍのＣａＰコーティングで被覆されたサファイアの光学的透過率を測定した。このために、ＵＶ−ＶＩＳ装置（UVIKON 923）を、１９０〜９００ｎｍの間で使用した。
【００５２】
レーザーアニーリング
Fraunhofer Institute for Laser Technology（Ａａｃｈｅｎ、Ｇｅｒｍａｎｙ）社製のLambda Physik LPF-220フッ素レーザーを、ＰＥ上のＣａＰコーティングを照射するために使用した。サンプルを、レーザービームを介して、曲がりくねった方法において走査した(図１)。設定は、２８０×２８０μｍ２〜５００×５００μｍ２のビームサイズＳｘ×Ｓｙ（図１）を有していた。２０ｎｓのレーザーパルスを、５０Ｈｚの速度で発射した。レーザースポット間の分離（ｄｙ）は、Ｓｙ／１０に達した。トラック間の水平距離(図２におけるｄｘ)は、Ｓｘ／１０であり、サンプルの全ての照射部分において１００レーザーパルスをもたらした。パルスにおける重複は、材料を横断する均質な処理を確実にした。３×３ｍｍ２〜１０×１０ｍｍ２の面積を照射した。パルス当たりのエネルギーを、レーザー出力又は焦点を変更することにより、６〜１０００ｍＪ／ｃｍ２に変動した。照射サンプルを、ＸＲＤ、ＲＢＳ、及びＳＥＭで分析した。
【００５３】
温度計算
レーザーパルスによるコーティングにおける温度を、加熱式を解くことにより計算した：
【００５４】
この式において、Ｔは、温度であり、ｔは、時間であり、ｘは、位置であり、κは、次の様に定義される熱拡散係数である：
【００５５】
この式において、ｋは、熱伝導率であり、Ｃｐは、熱容量であり、ρは、密度である。ＰＥ及びＨＡに対する数値は、表１において与えられる。非晶質ＣａＰに対する値は利用できないので、ＨＡに対する値を代わりに使用した。
【００５６】
【表１】
計算のための境界条件は、
【００５７】
であった。ｘ＝０は、材料の表面に相当し、εは、１時間当たりのパルスのエネルギーであり、Ｔ０は、室温（２９８Ｋ）であり、ｔｌは、レーザーパルスの期間（２０ｎｓ）である。第一条件は、レーザーが表面に当てられている時は、表面を通り抜ける熱流を、及びレーザーが当てられていない時は、熱交換がないことを課する。この仮定は、レーザーエネルギーの殆どが、その後に現れるＣａＰコーティング（図３）の光学的透過性に基づいて、表面近くの領域において吸収されるので、認められる。
【００５８】
第二条件は、材料内部の深い室温を仮定する。初期条件は、Ｔ（ｘ、０）＝Ｔ０であった。加熱式は、Matlabを使用して、数値的に解いた（The Math Works Inc., Natick MA, USA）。ＨＡ及びＰＥのκにおける差は、それ程大きくはないこと（表１）、及び計算の平易のための理由で、基体は、ＰＥに代えてＨＡであるべきと仮定した。
【００５９】
結果
図３において、未被覆及びＣａＰ被覆サファイアの１９０ｎｍ〜９００ｎｍ間の光学的透過率が与えられる。１つの側面だけが磨かれているので、絶対透過率は、２〜３％に過ぎなかった。にもかかわらず、ＣａＰ被覆サファイアは、〜２００ｎｍで光学的吸収限界を示す。図においては、又、幾つかのエキシマーレーザーの波長が示される。コーティングにおけるレーザー光線の強力な吸収は、レーザー結晶化に必要とされるので、好ましくは、ＡｒＦ（１９３ｎｍ）又はＦ２（１５７ｎｍ）が適当であってもよい。
【００６０】
図４は、ＰＥ上に堆積した状態のＣａＰ（Ａ）及びＰＥ上の、フッ素レーザー処理ＣａＰ（Ｂ、Ｃ、及びＤ）のＸＲＤスペクトルを示す。スペクトルＢ、Ｃ、及びＤのサンプルは、それぞれ、６０、９６及び２００ｍＪ／ｃｍ２のレーザーパルスを受け入れた。スペクトルＡ及びＢは、顕著な反射を示さないが、Ｃ及びＤは、ＨＡに起因する反射を示す。Ｄにおけるピークは、Ｃにおけるピークよりも強力である。
【００６１】
図５は、ＰＥ上の、Ｆ２レーザー処理ＣａＰのＳＥＭ画像を示す。画像Ａ〜Ｇに対するレーザーパルス当たりのエネルギーは、それぞれ、０、６、１０、１８、４９、６９、及び２００ｍＪ／ｃｍ２であった。画像Ｈは、画像Ｆの拡大を示す。パルス当たりのエネルギーの増加と共に、島間のクラックが大きくなった。それに加えて、多孔性構造が、高パルスエネルギーに対して現れた（図５Ｈ）。更に、線量の増加と共に、島の形状が更に不規則になった。最後に、最大線量に対して、未被覆材料に比べて、高度差が現れた点が注目される。側面計を使用することにより、照射された領域が、数μｍまでの高さであることが分かった（データは示されない）。
【００６２】
図６は、未被覆材料と比べた、レーザー照射ＣａＰセラミックの残存コーティング厚さを示す。粗さを生じさせるレーザー処理により（図５）、残存コーティングの量を正確に決定することは困難であった。にもかかわらず、コ−ティング材料の相当量が、２００ｍＪ／ｃｍ２のレーザーパルス強度近辺で除去された。更に高いパルス強度でも（１０００ｍＪ／ｃｍ２）、全てのコーティングが除去され、ＰＥ基体は、淡褐色になり、熱劣化を示した。
【００６３】
図７は、６０ｍＪ／ｃｍ２（Ａ）及び２００ｍＪ／ｃｍ２（Ｂ）のレーザーパルス強度に対する、ＣａＰコーティングにおける時間依存性温度分布を示す。結果は、この実験において使用された２５０ｎｍコーティングに対して示される。レーザーが切り替えられる時間（２０ｎｓ）まで、温度における強力な増加が観察される。その後、高温は、コーティングを横切り、界面に入って減少する。
【００６４】
検討
ＰＥ上のＣａＰのレーザー誘発結晶化は、成功であった（図４）。ＨＡは、少なくとも９６ｍＪ／ｃｍ２のパルス出力を使用した時に、ＰＥ上で観察された。高パルスエネルギー（２００ｍＪ／ｃｍ２）は、強力な結晶化を与えた。コーティングが（部分的に）結晶化する理由は、コーティングが、結晶化温度（４００〜６００℃、図７において点線領域により示される）より上にあった時間との組合せにおいて、ＣａＰコーティングが照射中に到達した温度の結果である。多分、ＣａＰコーティングが、結晶化温度又はそれより上にあった時間は、６０ｍＪ／ｃｍ２パルスの場合においては、結晶化を達成するのに短すぎたが（６Ａ）、温度及び期間は、９６ｍＪ／ｃｍ２及び２００ｍＪ／ｃｍ２での結晶化にとっては十分であった。然しながら、２００ｍＪ／ｃｍ２では、ＣａＰコーティングの一部が失われた（図６）。多分、照射中に表面近くの領域に存在する極端に高い温度のために、コーティングから蒸発したのである。事実、２００ｍＪ／ｃｍ２でのレーザー照射中、材料の追い出しを示す、基体上の光放出が観察された。１０００ｍＪ／ｃｍ２のパルス強度では、蒸発した材料からの光放出は更に増加し、ＣａＰコーティングは、殆ど、基体上に残らなかった（図６）。
【００６５】
ＳＥＭ実験は、レーザー強度の増加と共に、クラックは広がり、島は、更に不規則な形状になり、空隙が材料において現れたことを示した（図５）。高レーザー強度では、照射領域は、非照射領域に比べて、数μｍ上昇した。多分、これは、ＰＥの溶融及び島への連続的退縮に原因する。面白いことに、同様のレーザー線量（示されない）で照射された未被覆ＰＥは、クラック、空隙を全く示さず、上昇表面も示さなかった。これは、ＣａＰコーティングが、照射される材料の形態学の形成において、活発な役割を演じることを意味する。然しながら、この形態学の形成の原因となるメカニズムは、明確ではない。
【００６６】
ＰＥは、明らかに低融点（１４１℃）のポリマーであるので、この研究は、更に広範囲のポリマーが、正常なアニーリング処理に比べて、結晶性ＣａＰコーティングによりカバーできることを示す。レーザー結晶化方法の最適化のために、多数のパラメーターを変えることができる（パルスエネルギー、パルス周波数、パルスの数、スポットサイズ）。この方法の大きな利点は、せいぜい数秒で、広い面積を結晶化することが基本的に可能である点であり、更なる利点は、パターン化された結晶性領域を生成することに対する可能性である。
【００６７】
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31 Oxford Applied Research. Manual of the kaufmann ion source RF25. Crowley Mill, Witney, Oxon OX9 5TJ, United Kingdom.
【図面の簡単な説明】
【００６８】
【図１】堆積室の概略図である。左側の図は正面図であり、右側の図は平面図である。バツ印（×）及び星印（★）は、静的堆積が行われる時の基体の位置を示す。
【図２】レーザー照射実験のために使用された曲がりくねったトラックを示す図である。点々は、一連のレーザースポットの中心を示し、一方、点線の四角（Ｓｘ×Ｓｙ）は、スポットサイズを示す。
【図３】ＣａＰ被覆及び未被覆サファイアの光学的透過率を示す図である。異なるエキシマーレーザーの波長も示される。
【図４】ＰＥ上に堆積した状態のＣａＰ（Ａ）及びＰＥ上の、Ｆ２−レーザー処理されたＣａＰ（Ｂ、Ｃ及びＤ）のＸＲＤスペクトルを示す図である。レーザーパルス当たりのエネルギーは、Ｂ、Ｃ、及びＤに対して、それぞれ、６０、９６、及び２００ｍＪ／ｃｍ２であった。幾つかのＨＡ反射の位置も示される。
【図５】ＰＥ上の、Ｆ２−レーザー照射されたＣａＰのＳＥＭ画像を示す図である。レーザーパルス当たりのエネルギーは、Ａ〜Ｇに対しては、それぞれ、０、６、１０、１８、４９、６９、及び２００ｍＪ／ｃｍ２であった。Ｈは、Ｆの拡大である。
【図６】異なる強度でのレーザー照射後の残存コーティング（％における）を示す図である。
【図７】６０ｍＪ／ｃｍ２（Ａ）及び２００ｍＪ／ｃｍ２（Ｂ）のレーザーパルス後のＣａＰコーティングにおける計算された温度分布を示す図である。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
結晶性リン酸カルシウム（ＣａＰ）をコーティングしたポリマーインプラント目的物を提供する方法であって、非晶質ＣａＰコーティングをその上に堆積したポリマー基体を、＜２００ｎｍ及び１０〜１０００ｍＪ／ｃｍ２のレーザー光線で照射するステップを含む方法。
【請求項２】
＜２００ｎｍ及び１０〜１０００ｍＪ／ｃｍ２のレーザー光線での照射が、ポリマー基体上へのＣａＰコーティングの堆積中に行われる、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
ポリマー基体が、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリ（エチレンテレフタレート）（ＰＥＴ）、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ポリスチレン（ＰＳ）、ポリ−Ｌ−乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）、ポリイミド（ＰＩ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリプロピレンフマレート（ＰＰＦ）及びポリブチルテレフタレート（ＰＢＴ）からなるグループから選択される少なくとも１つを含む、請求項１又は２に記載の方法。
【請求項４】
ＣａＰコーティングが、ＣａＰコーティングを堆積させるのに適した任意の方法を使用して堆積され、前記堆積されたＣａＰコーティングが非晶質である、請求項１〜３のいずれかに記載の方法。
【請求項５】
ＣａＰコーティングを堆積させるのに適した方法が、プラズマ溶射、バイオミメティック堆積、レーザー堆積、イオンビーム堆積及びＲＦマグネトロンスパッタ堆積又はその組合せから選択される、請求項４に記載の方法。
【請求項６】
レーザー光線が、Ｆ２及びＡｒＦからなるグループから選択されるレーザーからのものである、請求項１〜５のいずれかに記載の方法。
【請求項７】
レーザー光線が、１０〜５００ｍＪ／ｃｍ２のエネルギーを有する、請求項１〜６のいずれかに記載の方法。
【請求項８】
照射対象に対するレーザーの位置が調節され、それにより、照射対象上に結晶化のパターンを創り出す、請求項１〜７のいずれかに記載の方法。
【請求項９】
請求項１〜８のいずれかに記載の方法により得ることのできるポリマーインプラント目的物。
【請求項１０】
目的物が、結晶性ＣａＰコーティングを有するポリマー基体を含み、前記結晶性ＣａＰコーティングの厚みが、少なくとも１ｎｍで、１０００ｎｍ未満である、請求項９に記載のポリマーインプラント目的物。
【請求項１１】
インプラントが、破損固定プレート、固定スクリュー、髄様爪、寛骨臼カップ、組織再生誘導膜である、請求項９又は１０に記載のポリマーインプラント目的物。
【請求項１２】
インプラントが、可撓性ポリマー材料である、請求項９又は１０に記載のポリマーインプラント目的物。
【請求項１】
結晶性リン酸カルシウム（ＣａＰ）をコーティングしたポリマーインプラント目的物を提供する方法であって、非晶質ＣａＰコーティングをその上に堆積したポリマー基体を、＜２００ｎｍ及び１０〜１０００ｍＪ／ｃｍ２のレーザー光線で照射するステップを含む方法。
【請求項２】
＜２００ｎｍ及び１０〜１０００ｍＪ／ｃｍ２のレーザー光線での照射が、ポリマー基体上へのＣａＰコーティングの堆積中に行われる、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
ポリマー基体が、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリ（エチレンテレフタレート）（ＰＥＴ）、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ポリスチレン（ＰＳ）、ポリ−Ｌ−乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）、ポリイミド（ＰＩ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリプロピレンフマレート（ＰＰＦ）及びポリブチルテレフタレート（ＰＢＴ）からなるグループから選択される少なくとも１つを含む、請求項１又は２に記載の方法。
【請求項４】
ＣａＰコーティングが、ＣａＰコーティングを堆積させるのに適した任意の方法を使用して堆積され、前記堆積されたＣａＰコーティングが非晶質である、請求項１〜３のいずれかに記載の方法。
【請求項５】
ＣａＰコーティングを堆積させるのに適した方法が、プラズマ溶射、バイオミメティック堆積、レーザー堆積、イオンビーム堆積及びＲＦマグネトロンスパッタ堆積又はその組合せから選択される、請求項４に記載の方法。
【請求項６】
レーザー光線が、Ｆ２及びＡｒＦからなるグループから選択されるレーザーからのものである、請求項１〜５のいずれかに記載の方法。
【請求項７】
レーザー光線が、１０〜５００ｍＪ／ｃｍ２のエネルギーを有する、請求項１〜６のいずれかに記載の方法。
【請求項８】
照射対象に対するレーザーの位置が調節され、それにより、照射対象上に結晶化のパターンを創り出す、請求項１〜７のいずれかに記載の方法。
【請求項９】
請求項１〜８のいずれかに記載の方法により得ることのできるポリマーインプラント目的物。
【請求項１０】
目的物が、結晶性ＣａＰコーティングを有するポリマー基体を含み、前記結晶性ＣａＰコーティングの厚みが、少なくとも１ｎｍで、１０００ｎｍ未満である、請求項９に記載のポリマーインプラント目的物。
【請求項１１】
インプラントが、破損固定プレート、固定スクリュー、髄様爪、寛骨臼カップ、組織再生誘導膜である、請求項９又は１０に記載のポリマーインプラント目的物。
【請求項１２】
インプラントが、可撓性ポリマー材料である、請求項９又は１０に記載のポリマーインプラント目的物。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【公表番号】特表２００７−５１８５１５（Ｐ２００７−５１８５１５Ａ）
【公表日】平成１９年７月１２日（２００７．７．１２）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００６−５５０９７６（Ｐ２００６−５５０９７６）
【出願日】平成１７年１月１９日（２００５．１．１９）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＮＬ２００５／００００３８
【国際公開番号】ＷＯ２００５／０６７９９３
【国際公開日】平成１７年７月２８日（２００５．７．２８）
【公序良俗違反の表示】
（特許庁注：以下のものは登録商標）
１．テフロン
【出願人】（５０６２４６７０４）スティヒティング カソリーケ ユニベルシタイト (1)
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成１９年７月１２日（２００７．７．１２）
【国際特許分類】
【出願日】平成１７年１月１９日（２００５．１．１９）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＮＬ２００５／００００３８
【国際公開番号】ＷＯ２００５／０６７９９３
【国際公開日】平成１７年７月２８日（２００５．７．２８）
【公序良俗違反の表示】
（特許庁注：以下のものは登録商標）
１．テフロン
【出願人】（５０６２４６７０４）スティヒティング カソリーケ ユニベルシタイト (1)
【Ｆターム（参考）】
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